DE69023909T2

DE69023909T2 - Vorrichtung und verfahren zur unblutigen überwachung der herztätigkeit.

Info

Publication number: DE69023909T2
Application number: DE69023909T
Authority: DE
Inventors: Horst E Kunig
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1989-06-28
Filing date: 1990-06-25
Publication date: 1996-08-01
Anticipated expiration: 2010-06-26
Also published as: US5025795A; ATE130741T1; EP0479947A1; EP0479947B1; WO1991000053A1; EP0479947A4; DE69023909D1

Description

Die Erfindung betrifft eine nicht-invasive Vorrichtung zur Herzfunktionsüberwachung gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1 und ein Verfahren zur Feststellung der Herzfunktion gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 6.
Um die Herzfunktion einer Person quantitativ zu bestimmen, wurden vielfältige Einrichtungen entwickelt. Im allgemeinen werden zwei Parameter zur quantitativen Messung der Herzfunktion einer Person erhalten.
Der erste, als Herzschlagvolumen bezeichnete Parameter ist als bei einem Herzschlag durch das Herz einer Person gepumptes Blutvolumen definiert. Der zweite, als Herzausgangswert bezeichnete Parameter ist als das in einer Minute durch das Herz einer Person gepumpte Blutvolumen definiert. Der Herzausgangswert stellt also die Summe der Herzschlagvolumenwerte über 60 Sekunden dar und kann durch die Summierung der Herzschlagvolumenwerte einer Person über 60 Sekunden hergeleitet werden.
Derzeit werden verschiedene invasive Verfahren zur Bestimmung dieser Parameterwerte angewendet. Bei einem Verfahren, dem Verfahren nach Fick, wird der Wert des Herzschlagvolumens durch Bestimmung des Sauerstoffverbrauchs der Person und Detektion der Änderungen in den arterio- venösen Sauerstoffkonzentrationsniveaus einer Person bestimmt. Ein zweites invasives Verfahren, die Thermodilution, bestimmt einen Herzausgangswert durch eine Analyse der Temperaturänderungen eines in die Blutbahn einer Person eingespritzten kalten Bolus. Der eine tiefere Temperatur als das Blut aufweisende kalte Bolus sorgt für eine Temperaturabnahme im Herzen einer Person, sobald der Bolus die Herzkammern erreicht hat. Ist der Bolus einmal aus den Kammern herausgepumpt und durch das höher temperierte Blut ersetzt worden, so normalisiert sich die Herztemperatur. Durch Messen der Zeitspanne bis zur Normalisierung der Herztemperatur kann das während dieser Zeitspanne gepumpte Blutvolumen berechnet werden, wobei der berechnete Wert extrapoliert wird, um einen Herzausgangswert für 60 Sekunden zu erhalten. Anstelle eines kalten Bolus kann auch ein Farbstoff injiziert werden, und das Herzschlagvolumen wird durch die Abschwächung des Farbstoffs gemessen.
Die Anwendung der invasiven Verfahren zur Bestimmung des Herzschlagvolumens und/oder Herzausgangswertes einer Person ist äußerst gefährlich und kann häufig nicht erfolgen, da Katheter in das Herz oder andere Teile der Blutbahn eingeführt werden müssen, um die gewünschten Informationen zu erhalten. Zusätzlich wird sowohl mittels des Verfahrens nach Fick als auch des Verfahrens der Thermodilution oder des Farbverfahrens tatsächlich das durchschnittliche Herzschlagvolumen und/oder der durchschnittliche Herzausgangswert einer Person gemessen, indem die über eine spezifische Zeitspanne zirkulierte Blutmenge gemessen und das gemessene Volumen durch die Zahl der Herzschläge des Herzes der Person während dieser Zeitspanne geteilt wird. Wie bei jedem Durchschnittswert kann der Durchschnitt wesentlich von einem Einzelwert abweichen. In diesem Fall kann das mit einem einzigen Herzschlag der Person verbundene konkrete Herzschlagvolumen vom Durchschnitt verschieden sein, da das Herzschlagvolumen einer Person aufgrund der von ihr durchgeführten Aktivitäten von Herzschlag zu Herzschlag beträchtlich schwanken kann.
Alternativ werden drei nicht-invasive Verfahren zur Bestimmung des Herzschlagvolumens angewendet. Das erste Verfahren, das Doppler-Ultraschall-Verfahren, bestimmt einen Herzschlagvolumenwert einer Person durch Bestimmung des Doppler-Effektes mittels einer von sich bewegenden Blutzellen reflektierten hochfrequenten Ultraschallwelle. Das zweite Verfahren, das Bioimpedanz-Verfahren, berechnet den Herzschlagvolumenwert einer Person durch Verändern eines Gleichstroms mittels einer gemessenen Blutdruckwelle. Das dritte Verfahren, das echokardiographische Verfahren, berechnet einen Herzschlagvolumenwert auf der Grundlage von Messungen der Herzkammergröße der Person.
Während das Doppler-Ultraschall-Verfahren und das Bioimpedanz-Verfahren zur Bestimmung des Herzschlagvolumens nicht-invasive Verfahren sind und ein geringes Risiko für den Patienten darstellen, können diese Verfahren nicht angewandt werden, wenn bestimmte medizinische Eingriffe erfolgen, wie beispielsweise eine Operation am offenen Herzen. Um beispielsweise das Doppler-Ultraschall-Verfahren durchzuführen, müssen Sensoren in oesophagialen und sternalen Bereichen der Person angeordnet und häufig entfernt werden, und um das Bioimpedanz-Verfahren durchzuführen, müssen acht Elektroden präzis angebracht werden. Und das dritte nicht-invasive Verfahren, das echokardiographische Verfahren, ist von begrenztem Wert, da die Herzkammer der Person lediglich intermittierend sichtbar gemacht werden kann. Aus diesem Grund ist auch das echokardiographische Verfahren von der Anwendung ausgeschlossen, wenn bestimmte medizinische Eingriffe/ Maßnahmen, wie die Operation am offenen Herzen, erfolgen.
Seit kurzem werden Änderungen elektrokardiographischer Wellenformen zur Bestimmung der Herzfunktion verwendet.
Ein Verfahren ist in dem US-Patent Nr. 3,572,321 (Bloom field) beschrieben. Laut dieser Beschreibung werden die R-Wellen-Amplitude und T-Wellen-Amplitude gemessen und ein Verhältnis dieser beiden Werte berechnet. Ist das Verhältnis kleiner als ein bestimmter Wert, wird eine Herzinsuffizienz angezeigt. Ein typisches Elektrokardiogramm besteht aber aus zahlreichen, unterschiedlichen Wellenformen, wobei eine separate Wellenform von zwölf unterschiedlichen Elektroden stammt, die an unterschiedlichen Stellen des Körpers einer Person angebracht sind. Da die Höhe des Verhältnisses von der gewählten Wellenform abhängt, hängt die Anzeige einer Herzsuffizienz oder -insuffizienz von der gewählten Wellenform ab. Die Anzeige einer Herzsuffizienz oder -insuffizienz hängt also zumindest teilweise von der gewählten Wellenform ab. Dieses Verfahren ist zur schnellen Anzeige einer Herzfunktion während Massen-Screening-Verfahren nutzbar.
Ein anderes Verfahren ist in dem älteren US-Patent Nr. 4,622,980 des Anmelders beschrieben. Nach dieser Veröffentlichung wird eine elektrokardiographische Wellenform in ihre Komponenten, nämlich die zentrale Spitze oder R-Welle, die linke sinusförmige P-Welle und die rechte sinusförmige T-Welle, zerlegt. Die elektrokardiographische Wellenform wird durch Messen der R-Wellen-Amplitude und der T-Wellen-Amplitude quantitativ bestimmt, und dann wird das Verhältnis der R-Wellen-Amplitude zur T-Wellen- Amplitude berechnet. Das Verhältnis wird zuerst bei ruhender Person errechnet. Das gleiche Verhältnis wird dann nach Belasten des kardiovaskulären Systems der Person berechnet. Das Verhältnis vor der Belastung wird dann mit dem berechneten Verhältnis nach der Belastung verglichen. Dieser neue Wert wird als Belastungsindex S bezeichnet und kann genutzt werden, um Belastungen in Zusammenhang mit elektrokardiographischen Wellenformänderungen auf einer Zahlenskala zu setzen.
Es ist Ziel der vorliegenden Erfindung, das Verfahren und die Vorrichtung der US 4,622,980 hinsichtlich einer besseren quantitativen und nicht-invasiven Bestimmung der Herzfunktion einer Person weiterzuentwickeln.
Erfindungsgemäß ist eine Vorrichtung zur Herzüberwachung gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1 mit den kennzeichnenden Merkmalen des Anspruchs 1 vorgesehen.
Die vorliegende Erfindung schafft des weiteren ein Verfahren zur Feststellung der Herzfunktion einer Person gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 6 mit den kennzeichnenden Merkmalen des Anspruchs 6.
Das erfindungsgemäße Verfahren und die erfindungsgemäße Vorrichtung sind insbesondere zur Bildung einer Überwachungsfunktion in einem Herz-Lungen-Rehabilitationsprogramm verwendbar. Das Herzschlagvolumensignal kann zum Kontrollieren der Zufuhr sauerstoffangereicherter Luft an eine Person verwendet werden, insbesondere wenn das Herz-Lungen-Rehabiliationsprogramm Phasen für Leibesübungen der Person einschließt.
Die oben erwähnte Vorrichtung und das Verfahren zur Herzüberwachung bestimmen das Herzschlagvolumen durch Berechnung des Herzschlagvolumensignals gemäß der Gleichung:
Herzschlagvolumen 6 * R/T + 26.0,
wobei R/T = dem durch die Einrichtungen zur Berechnung des Verhältnisses erzeugten Wert des Verhältnissignals ist.
Diese Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung sowie andere werden durch die nachfglgende Beschreibung im Lichte der beigefügten Zeichnungen noch weiter verständlich. Dabei zeigt:
Fig. 1A eine vergrößerte Darstellung einer typischen elektrokardiographischen Wellenform;
Fig. 1B eine Folge von elektrokardiographischen Wellenformen, die jeweils von drei unterschiedlichen Anschlüssen stammen und normale Wellenformen abnormalen gegenüberstellen;
Fig. 2 das Achssystem, mit dem die Stromvektoren zwischen den Sensorelektroden elektrokardiographischer Anschlüsse beschrieben werden;
Fig. 3 das herkömmliche Verfahren, bei dem zehn Sensorelektroden zur Erzeugung eines Standards mit elektrokardiographischen Wellenformsignalen von zwölf Anschlüssen angeordnet werden;
Fig. 4 eine graphische Darstellung einer Herzschlagvolumenmessung nach dem bekannten Thermodilution-Verfahren;
Fig. 5 ein Blockdiagramm einer bevorzugten Anordnung der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Bestimmung des Herzschlagvolumens und eine Anzeige zur Datenausgabe;
Fig. 6 eine schematische Darstellung eines Fernüberwachungssystems, bei dem das erfindungsgemäße Herzschlagvolumen signal verwendet wird;
Fig. 7 eine schematische Darstellung eines Überwachungssystems für eine Person in einem kardiovaskulären Rehabilitationsprogramm; und
Fig. 8A u. 8B Graphen, mit denen die Nutzung der erfindungsgemäßen Herzschlagvolumendaten zur Planung eines sauerstoffkinetischen, audio-vaskulären Rehabilitationsprogramms mit Sauerstoffinhalation oder Inhalation sauerstoffangereicherter Luft mit Übungen darstellt ist.
In Fig. 1A ist eine typische elektrokardiographische Wellenform 10 dargestellt, bei der es sich um eine graphische Darstellung der Depolarisation und Repolarisation im Herzgewebe während normaler Herzfunktion handelt. Die graphisch dargestellte Wellenform zeigt über einen Zeit raum die Stromänderungen zwischen zwei Sensorelektroden. Diese Wellenform ist repräsentativ für einen Herzschlag und wiederholt sich während jedes Herzschlags. Die Wellenform 10 besteht aus einer Anzahl von Abschnittskomponenten, nämlich einer P-Wellen-Komponente 12, einer QRS-Komplex-Wellen-Komponente 13, einer R-Wellen-Komponente 14 und einer T-Wellen-Komponente 15. Die P-Welle ist die graphische Darstellung der Depolarisation des Vorhofs, die QRS-Komplex-Wellen-Komponenten diejenige der Depolarisation der Kammern und die T-Wellen-Komponente diejenige der Repolarisation des Herzgewebes. Die Wellenform zeigt die elektrokardiographisöhe Wellenform einer gesunden Person. Herzanomalien werden durch Analyse der elektrokardiographischen Wellenformen einer Person detektiert, wobei die Abweichungen der Wellenform von derjenigen einer gesunden Person bestimmt werden.
In Fig. 1B beginnen die in einer horizontalen Zeile dargestellten Wellenformen mit der als normal bezeichneten Wellenform 10, die eine von einem mit dem Bezugszeichen 1 versehenen Anschluß abgeleitete normale Wellenfunktion eines Herzschlags darstellt. Eine Folge von der als normal bezeichneten Wellenform folgenden Wellenformen stellen abnormale Bedingungen dar, welche ebenfalls oberhalb jeder Wellenform bezeichnet sind. Gleichermaßen ist unterhalb der ersten Reihe von Wellenformen eine zweite Reihe von Wellenformen dargestellt, welche von einem mit dem Bezugszeichen II versehenen Anschluß abgeleitet sind, wobei die erste Wellenform als normal bezeichnet ist und die nachfolgenden Wellenformen in dem verbleibenden Abschnitt der Reihe den mit dem Referenzanschluß I erhaltenen Wellenformen entsprechen. Schließlich ist für einen mit dem Bezugszeichen III versehenen Anschluß eine dritte Reihe von Wellenformen dargestellt, welche mit einer als normal bezeichneten Wellenform in Spalte 1 beginnt und sich mit der Folge von abnormalen Wellenformen fortsetzt. Diese Abnormalitäten sind oberhalb jeder Wellenformspalte durch eine Legende erläutert. Die in Fig. 1B dargestellten Wellenformen stehen beispielhaft für die allgemeine Form, wobei die elektrokardiographischen Wellenformen unter Verwendung von an unterschiedlichen Körperbereichen angeordneten Anschlüssen die vielfältigen Charakteristika von Abnormalitäten gegenüber einer normalen Wellenform zeigen. Die vorliegende Erfindung verwendet Informationen, die von den elektrokardiographischen Wellenformen zur Messung des Herzschlagvolumens auf der Grundlage eines Verhältnisses einer maximalen R-Wellen-Amplitude zu der ebenfalls maximalen T-Wellen-Amplitude abgeleitet sind. Die R-Wellen-Amplitude wird durch einen R-Wellen-Vektor und gleichermaßen die T-Wellen-Amplitude durch einen T-Wellen- Vektor bestimmt. Diese Vektoren sind lediglich in Ausnahmefällen bei den meisten Personen parallel zueinander ausgerichtet, aber in allen Fällen bei Ableitung von der rechten oder linken Herzseite ausreichend zueinander versetzt. Aufgrund dieser Versetzung müssen zwei separate Sensoren verwendet werden, um ein Signal mit der stärksten R-Wellen-Amplitude und ein anderes Signal mit der stärksten T-Wellen-Amplitude zu erhalten, das Verhältnis R/T zu bilden und das Herzschlagvolumen zu bestimmen. Die elektrokardiographischen Vektoren sind herkömmlich in einem Koordinatensystem definiert.
In Fig. 2 ist das häufig benutzte Achssystem zur Beschreibung der Stromvektoren während Herzfunktionen dargestellt. Ströme durch das Herzgewebe entstehen während der Depolarisation und Repolarisation des Herzgewebes, wobei ein Stromvektor festgelegt wird, der per definitionem sowohl einen Betrag als auch eine Richtung beschreibt. Das in Fig. 2 dargestellte Achssystem beschreibt diese Herzstromvektoren. Der Ursprung des Achssystems wird im allgemeinen als im Zentrum des Herzens einer Person angeordnet angesehen. Eine sich vom Ursprung in den linken Arm der Person erstreckende Linie wird als 0º definiert. Positive Winkel sind von der 0º-Linie im Uhrzeigersinn orientiert und negative Winkel entgegen dem Uhrzeigersinn. Eine sich vom Ursprung in den Kopf einer Person nach oben erstreckende vertikale Linie erstreckt sich unter einem Winkel von 90º. Normalerweise weist ein Herzstromvektor eine Richtung zwischen -30º und +105º auf. In Fig. 2 ist die Achse entlang der Linie I-I die Horizontalachse, die der Linie II-II entsprechende Achse verläuft durch 60º und 240º und die der Linie III-III entsprechende Achse durch -60º und +120º.
In Fig. 3 ist die Standardanordnung eines herkömmlichen elektrokardiographischen Mehrfachsensorsets an einer Person 18 dargestellt, wobei eine Vielzahl von elektrokardiographischen Sensorelektroden 20 in herkömmlicher Weise angeordnet sind. Sensorpaare 20 bilden Anschlüsse zur Messung des Stroms im Herzgewebe und zur Detektion von Wellenformen wie den in Fig. 1A und 1B dargestellten. Jedes Paar von Anschlüsse bildenden Sensorelektroden detektiert Herzstromvektoren während Herzfunktionen. Da die einzelnen Sensoren eines elektrokardiographischen Sensorsets an unterschiedlichen Körperstellen der Person angeordnet sind, werden mittels der durch unterschiedliche Sensorpaare gebildeten Anschlüsse Wellenformen unterschiedlicher Höhe detektiert. Dies zeigt sich deutlich durch Vergleich der Wellenformen der Anschlüsse I, II und III in Fig. 1B. Insbesondere hängen die Beträge der die Wellenformen bildenden, detektierten Stromvektoren von der Anordnung der Sensorelektroden ab. Parallel zum R-Vektor angeordnete Sensorelektroden detektieren die höchste Spannung. Sind die Elektroden nicht parallel zum R-Vektor angeordnet, so werden erheblich geringere Spannungen gemessen. Außerdem kann die Messung der elektrokardiographischen Wellenformen durch bestimmte elektrokardiographische Anschlüsse zur Detektion von Abweichungen von normalen Wellenfunktionen fehlschlagen. Eine Bestimmung einer Herzfunktion einer Person kann also von den elektrokardiographischen Anschlüssen abhängen, welche für die Analyse ausgewählt worden sind.
Die vorliegende Erfindung basiert auf dem Verhältnis zwischen der Amplitude der R-Wellen-Komponente und T-Wellen-Komponente des Elektrokardiogramms. Speziell jedoch wird eine Folge wie die von gewöhnlich 12 Wellenformen analysiert, um die R-Wellen-Komponente maximalen Wertes und die T-Wellen-Komponente maximalen Wertes auszuwählen. Durch Auswerten experimenteller Daten hat sich gezeigt, daß es einen linearen Zusammenhang zwischen dem Verhältnis der maximalen R-Wellen-Amplitude zur maximalen T-Wellen-Amplitude und dem Herzschlagvolumen einer Person 18 gibt. Diese Beziehung zwischen dem Verhältnis von R/T und dem Herzschlagvolumen wurde experimentell hergeleitet und ist durch die Gleichung definiert:
SV = 6 x R/T + 26.0,
wobei SV das Herzschlagvolumen einer Person und R/T das Verhältnis der R-Wellen-Komponente mit maximaler Amplitude zur T-Wellen-Komponente mit maximaler Amplitude darstellen. Die Erfindung verwendet zwei Elektrodenpaare, wobei eines die Wellenform mit der größten R-Wellen-Komponente und die andere die Wellenform mit der größten T-Wellen-Komponente erzeugt. Nur wenn der R-Wellen-Vektor parallel zum T-Wellen-Vektor ausgerichtet ist, was jedoch in den seltensten Fällen der Fall ist, werden die maximalen Wellenform-Komponenten sowohl für die R-Welle als auch T-Welle durch nur ein Elektrodenpaar erhalten. Die Lehren dieser Erfindung sind leicht ersichtlich, wenn der Fall einer linken ventrikularen Hypertrophie in Fig. 1B betrachtet wird. Ein als Anschluß I bezeichnetes Sensor elektrodenpaar ist zu verwenden, um die größte R-Wellen- Komponente zu erhalten und ein anderes als Anschluß III bezeichnetes Elektrodenpaar zur Bestimmung der größten T-Wellen-Amplitude. Das Herzschlagvolumen SV ergibt sich dann aus dem Verhältnis der maximalen R-Wellen-Komponente zur maximalen T-Wellen-Komponente. Wie ersichtlich ist, wird bei Verwendung nur eines Elektrodenpaars, wie dem Anschluß I, als Ergebnis aufgrund der negativen T-Wellen- Amplitude ein negatives Herzschlagvolumen erhalten. Alternativ wird, wenn nur ein Elektrodenpaar wie der Anschluß III (linke ventrikulare Hypertrophie) verwendet wird, als Herzschlagvolumen 0 erhalten, da bei diesem Anschluß die R-Wellen-Komponente fehlt.
Wie bereits erwähnt, ist das Herzschlagvolumen einer Person die Menge des durch das Herz der Person in einem Herzschlag gepumpten Blutes.
Diese Beziehung kann ebenso erhalten werden, indem die bei Durchführung der vorhergehend erwähnten Verfahren der Thermodilution und Färbung gemessenen Daten verwendet werden. In Fig. 4 ist eine typische Temperaturänderung des Herzens einer Person nach Einspritzen eines kalten Fluids in die Blutbahn aufgetragen. Durch Messen der für die Normalisierung der Herztemperatur benötigten Zeit T wird der Herzausgangswert für diese Zeitspanne genau bestimmt. Wird dieser Wert durch die Anzahl der Herzschläge (wie bei einem Elektrokardiogramm gemessen) geteilt, so kann das Herzschlagvolumen einer Person berechnet werden. Das auf diese Weise berechnete Herzschlagvolumen entspricht in etwa dem R/T-Wellenverhältnis bei Verwendung der maximalen Wellenform-Komponenten.
In Fig. 5 ist eine Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Überwachung der Herzfunktion in einem Blockdiagramm dargestellt. Die Vorrichtung zur Überwachung dient zur Berechnung des Herzschlagvolumens des Herzens einer Person, wenn sie mit Daten bezüglich der Vielzahl elektrokardiographischer Wellenformen der Person versorgt wird, wobei zumindest zwei gleichzeitig erzeugte Wellenformen analysiert werden müssen, obwohl eine genauere Bestimmung des Herzschlagvolumens bei Verwendung mehrerer Anschlüsse, bevorzugt allen 12 der elektrokardiographischen Standard-Wellenformen, erreicht wird. Die elektrokardiographischen Anschlüsse 20 sind elektrisch mit einem Detektor 32 verbunden. Der Detektor 32 mißt die Amplituden der R-Wellen- und der T-Wellen- Komponenten jeder mittels der Anschlüsse 20 gemessenen Wellenform, wobei alle gemessenen Amplituden der R- und T-Wellenformen einen Selektor 34 passieren, in dem die Wellenform mit der größten T-Wellen-Amplitude und größten R-Wellen-Amplitude ausgewählt und von dem Signale auf Leitungen 35 und 36 gegeben werden, welche der Höhe der Wellenform 10 entsprechen, die die größten R-Wellen Amplituden 14 bzw. T-Wellen-Amplituden 15 aufweist.
Die Leitungen 35, 36 sind mit der Recheneinheit 38 für das Herzschlagvolumen verbunden, in der das Verhältnis der gewählten, maximalen R-Wellen-Amplitude zur gewählten, maximalen T-Wellen-Amplitude berechnet wird, um ein Herzschlagvolumensignal gemäß folgender Gleichung zu erhalten:
SV = 6*R/T + 26.0,
wobei SV das Herzschlagvolumen, 6 und 26 Konstanten sowie R/T das Verhältnis der maximalen R- und T-Wellen-Komponenten der elektrokardiographischen Wellenformen sind. Das Herzschlagvolumensignal wird dann über eine Leitung an ein Ausgabegerät 42 und ein Speichergerät 44 weitergegeben. Das Ausgabegerät 42 kann eine alphanumerische Anzeige mit LED's (Leuchtdioden), einen Zeilendrucker oder jedes andere herkömmliche Schnittstellengerät aufweisen.
Die Herzschlagvolumen-Recheneinheit berechnet das Herzschlagvolumen einer Person gemäß der vorhergehend erwähnten Gleichung, bei der es sich um eine Regressionsgleichung handelt. Die Speichereinrichtung 44 ermöglicht die Langzeitspeicherung jedes Herzschlagvolumenwertes und die spätere Ausgabe dieser Werte mittels einer Ausgabeeinrichtung 42, die mit der Speichereinrichtung über eine Leitung 41 verbunden ist. Der Speicher 44 dient zur Speicherung der wiederholt bestimmten Herzschlagvolumensignale. Die Vielzahl der Herzschlagvolumensignale wird vom Speicher 44 über Leitungen 45, 46 und 47 an eine Recheneinheit 48 zur Berechnung des Verhältnisses, eine Recheneinheit 49 zur Bestimmung des Zeitmittels bzw. eine Recheneinheit 50 zur Bestimmung eines gleitenden Durchschnitts weitergeleitet. In bevorzugter Ausgestaltung weist die Vorrichtung Alarmeinrichtungen 51 auf, um dann, wenn die Werte des berechneten Herzschlagvolumens von gewünschten Werten abweichen, Alarm auszulösen.
Die Recheneinheit 48 zur Bestimmung des Verhältnisses verwendet die vom Speicher 44 stammenden Herzschlagvolumenwerte zur Berechnung des Verhältnisses eines Herzschlagvolumenwertes während einer Übungsphase zum Herzschlagvolumen während einer Ruhephase. Das von der Recheneinheit bestimmte Verhältnis wird dann über eine Leitung 52 an das Ausgabegerät 42 gegeben und über eine Zweigleitung 53 ausgegeben, welche für andere bevorzugte erfindungsgemäße Zwecke während der Sauerstoff inhalation und kardiovaskulären Rehabilitation dient. Eine solche Verwendung des Verhältnisses des Herzschlagvolumens wird später detailliert beschrieben. Die Recheneinheit 49 zur Berechnung des Zeitmittels verwendet die vom Speicher 44 stammenden Herzschlagvolumenberechnungen, um ein durchschnittliches Herzschlagvolumensignal zu berechnen, indem eine Anzahl an Herzschlagvolumenwerten addiert und deren Summe durch die Anzahl der Herzschlagvolumenwerte in einem vorgegeben Zeitintervall dividiert wird. Das von der Recheneinheit zur Zeitmittelung erhaltene durchschnittliche Herzschlagvolumensignal wird über die Leitung 54 an die Ausgabeeinrichtung 42 zur Anzeige oder oben erläuterten Verwendung weitergeleitet. Schließlich werden die vom Speicher 44 stammenden Herzschlagvolumen signale in der Recheneinheit 50 zur Bestimmung des gleitenden Durchschnitts verwertet, indem die Herzschlagvolumenwerte über eine vorgegebene Zahl von Herzschlägen gemittelt und die durchschnittlichen Herzschlagvolumenwerte durch Streichen des ältesten Herzschlagvolumenwertes und Zufügen eines neuen Herzschlagvolumenwertes in die Durchschnittsberechnung aktualisiert werden. Auf diese Weise werden aktualisierte, durchschnittliche Herzschlagvolumenwerte erzeugt, welche über eine Leitung 55 an das Ausgabegerät 42 zur Anzeige oder andere Zwecke weitergegeben werden.
Wir beziehen uns nun auf die schematische Darstellung in Fig. 6, in der ein weiteres Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung dargestellt ist. Bei dieser Ausführungsform werden die von der Vorrichtung 30 zur Überwachung der Herzfunktion benötigten Signale von einer Sendeeinrichtung 52 zu einer Empfangseinrichtung 53 übertragen. Der Empfänger 53 ist mit der Vorrichtung 30 zur Herzüberwachung verbunden, um elektrokardiographische Signale zur Detektoreinrichtung 32 der Vorrichtung 30 weiterzuleiten, damit die Fernüberwachung der Herzfunktionen einer Person erfolgen kann. Das Überwachungssystem kann zu diesem Zweck am Bett des Patienten oder aber entfernt, beispielsweise einer zentralen Schwesternstation, angeordnet sein. Das System zur Herzüberwachung weist einen Alarm 51 auf, der aktiviert wird, wenn das Herzschlagvolumen von gewünschten Standardwerten abweicht.
Bei der in Fig. 6 dargestellten Ausführungsform kann die Vorrichtung 30 beispielsweise verwendet werden, um eine Person während der postoperativen Versorgung und während therapeutischer Maßnahmen zu überwachen. Gleichermaßen kann die Überwachung angepaßt werden, um eine Alarmeinrichtung zu erhalten, mit der ein Alarm bei Schlafunregelmäßigkeiten, wie beispielsweise Atemstillstand, ausgelöst wird. Die Herzschlagvolumendaten dienen insbesondere bei der Überwachung der Herzfunktion dazu, für eine quantitative Beurteilung der Herzfunktion einer Person zu sorgen. Diese die Person betreffende quantitative Information ist praktisch unverzüglich greifbar und kontinuierlich, wobei all dies von wesentlichem Nutzen ist, da die Überwachungsvorrichtung die Berechnung des Herzschlagvolumens einer Person während medizinischer Eingriffe/Maßnahmen, wie einer Operation am offenen Herzen, und anderer Zeiten ermöglicht, in denen Vorrichtungen nach dem Stand der Technik funktionsunfähig sind. Die erfindungsgemäße Vorrichtung ermöglicht es des weiteren, die Wirkungen von Maßnahmen quantitativ zu messen und zu analysieren, wie einer Betäubung, einer Sternotomie, einer Dissektion, Setzen und Entfernen eines Bypasses.
Des weiteren kann die Herzschlagvolumenüberwachung zur Überwachung einer Person während Sauerstoffinhalation und kardiovaskulären Rehabilitationsprogrammen, wie einem sauerstoffkinetischen Übungsprogramm, angewendet werden. In der schematischen Darstellung von Fig. 7 wird eine Vorrichtung 30 aus Fig. 5 zur Überwachung der Herzfunktion gemeinsam mit einem Sender 52 verwendet, um Personen während einer solchen Übung zu überwachen. Die Person wird mit einem Sauerstoff-Luft-Gemisch aus einem Behälter 70 über eine Maske 72 versorgt. Die Sauerstoffversorgung vom Behälter 70 wird durch Betätigen eines Ventils 71 geregelt. Eine solche Betätigung kann manuell oder aber bevorzugt mittels einer Steuerungseinrichtung 71A erfolgen, welche auf das Herzschlagvolumensignal in Leitung 53 anspricht. Die Person führt dann periodisch Übungen durch, wobei die Intensität und Dauer einer solchen Übung durch die Höhe des mittels der Vorrichtung 30 in Fig. 5 berechneten Herzschlagvolumens der Person gesteuert wird. Sauerstoffkinetische Programme wie diese verbessern die Herz-Lungen-Funktion, um den maximalen Sauerstoffverbrauch der Person 18 um bis zu teilweise 10 % zunehmend zu erhöhen. Derart verwendet dienen die Herzschlagvolumendaten als eine Sicherungseinrichtung, um eine Überanstrengung der Person während der Durchführung eines Herz-Lungen-Rehabilitationsprogrammes zu vermeiden.
Die in den Fig. 8A und 8B dargestellten Kurven zeigen typische Änderungen der Herzpumpfunktion, wie sie durch das Herzschlagvolumen einer Person unter unterschiedlichen Umständen gemessen werden. In beiden Figuren ist auf der Abszisse die Zeit und der Ordinate 55A das Herzschlagvolumen aufgetragen. In Fig. 8A beschreibt das Kurvensegment 100 ein Herzschlagvolumen einer Person bei Ruhe, wobei zu Beginn des durch das Bezugszeichen 101 bezeichneten Zeitpunktes sich die Person einer Übung unterzieht. Während der Übungsperiode zeigt sich, daß das Herzschlagvolumen auf einen maximalen Wert ansteigt und für eine Zeitspanne konstant bleibt, bis die Übung an dem durch das Bezugszeichen 103 gekennzeichneten Zeitpunkt beendet wird. Nach dem Übungsende sinkt das Herzschlagvolumen in seinem Wert ab, wie durch das Kurvensegment 105 dargestellt ist. Und nun etwas ganz anderes. In Fig. 8B, in der eine Medikation der Person mit sauerstoffangereicherter Luft erfolgt, wird der zu Beginn bestimmte Herzschlagvolumenwert durch das Kurvensegment 106 dargestellt, wobei auch während dieser Zeitspanne sauerstoffangereicherte Luft der Person zugeführt wird. Zu Beginn der Übung am durch das Bezugszeichen 107 bezeichneten Zeitpunkt erfolgt ein Anstieg des Herzschlagvolumens bis zu einem Zeitpunkt, an dem das Herzschlagvolumen einen maximalen Wert erreicht hat, und danach verringert es sich während des Übungszeitraums auf einen wesentlich geringeren Wert. Das Übungsende erfolgt zum durch das Bezugszeichen 109 bezeichneten Zeitpunkt. Danach verringert sich das Herzschlagvolumen auf das dargestellte Kurvensegment 110. Bei Vergleich dieser beiden Graphen ist ersichtlich, daß die Zuführung sauerstoffangereicher ter Luft dazu dient, die Ansprüche an die Herzfunktion während der Übung zu reduzieren. Die vorliegende Erfindung ist insbesondere auch für ein Programm verwendbar, welches aus sich andauernd wiederholenden Übungsrunden unter Sauerstoffinhalation bestehen. Die mit den Herzschlagvolumendaten versehene Information ist insbesondere zur Steuerung der Dauer der Übungsintensität der Person aufgrund der Fähigkeit zur kontinuierlichen und möglichst unverzüglichen Überwachung des Herzschlagvolumens der Herzfunktion der Person nutzbar.

Claims

1. Vorrichtung zur Herzüberwachung mit

- Einrichtungen (20) zur Erzeugung einer Vielzahl von elektrokardiographischen Signalen,

- Einrichtungen (32) zur Detektion der Amplituden einer R-Welle und einer T-Welle,

- Einrichtungen (36), welche auf jede der Detektionseinrichtungen ansprechen, um ein Signal zu erzeugen, welches eine Funktion des Amplitudenverhältnisses der R-Wellenkomponente zur T-Wellenkomponente ist und

- einer Ausgabeeinrichtung,

gekennzeichnet durch

Einrichtungen (34) zur Bestimmung der elektrokardiographischen R-Wellen- und T-Wellen-Komponenten mit den höchsten Amplituden aus einer Vielzahl von elektrokardiographischen Signalen und wobei das durch die Einrichtungen (36) zur Erzeugung eines Signais erzeugte Signal eine Funktion des Verhältnisses der höchsten Amplitude der R-Wellen-Komponente und der höchsten Amplitude der T-Wellen-Komponente ist.

2. Nicht-invasive Vorrichtung zur Herzüberwachung nach Anspruch 1, wobei die Einrichtungen zur Erzeugung des Verhältnisses des weiteren das Herzschlagvolumen erzeugende Einrichtungen (38) aufweisen, welche ein Herzschlagvolumen entsprechend der Gleichung

Herzschlagvolumen = 6 * R/T + 26.0,

wobei R/T = dem Volumen des durch die Einrichtungen zur Erzeugung des Verhältnisses erzeugten Signals ist, erzeugen.

3. Nicht-invasive Vorrichtung zur Herzüberwachung nach Anspruch 2, wobei die das Herzschlagvolumen erzeugende Einrichtung Einrichtungen zur Erzeugung eines Überwachungssignals (51) aufweist.

4. Nicht-invasive Vorrichtung zur Herzüberwachung nach Anspruch 3, wobei die Vorrichtung zusätzlich zu den elektrokardiographischen Sensoreinrichtungen (20) Einrichtungen (70, 71, 71A, 72) zur Zufuhr sauerstoffangereicherter Luft an eine Person während der Übungen in einem Herz-Lungen-Rehabilitationsprogramm aufweist.

5. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Vorrichtung des weiteren Einrichtungen (49, 50) zur Bestimmung eines Herzausgangswertes durch Summierung aufeinanderfolgender Herzschlagvolumenwerte über eine Zeitspanne aufweist.

6. Verfahren zur Feststellung der Herzfunktion einer Person mit den Verfahrensschritten:

- Verwenden elektrokardiographischer Sensoren (20) an einer Person zur Erzeugung elektrokardiographischer R-Wellen- und T-Wellen-Signale entsprechend elektrokardiographischer Wellenformen;

- Erzeugen eines Herzschlagvolumensignals als Funktion des Signalverhältnisses einer R-Welle zu einer T-Welle,

gekennzeichnet durch

- Bestimmen einer Vielzahl von elektrokardiographischen Signalen,

- Auswählen eines T-Wellensignals entsprechend der Amplitude der T-Wellenkomponente mit dem höchsten Wert aus einer Vielzahl von elektrokardiographischen Signalen;

- Auswählen eines R-Wellensignals entsprechend der Amplitude der R-Wellenkomponente mit dem höchsten Wert aus einer Vielzahl von elektrokardiographischen Signalen; und

- Erzeugen des Herzschlagvolumensignals als Funktion des Signalverhältnisses der ausgewählten R-Welle bzw. der ausgewählten T-Welle mit den höchsten Werten aus einer Vielzahl von elektrokardiographischen Signalen.

7. Verfahren nach Anspruch 6 mit dem weiteren Verfahrensschritt der Bestimmung eines Herzausgangswertes durch Summieren aufeinanderfolgender Herzschlagvolumenwerte über eine Zeitspanne.

8. Verfahren nach Anspruch 6 mit dem weiteren Verfahrensschritt der Verwendung des Herzschlagvolumensignals zur Erzeugung eines Signals für ein Herz- Lungen-Rehabilitationsprogramm.

9. Verfahren nach Anspruch 8 mit dem weiteren Verfahrensschritt der Zuführung sauerstoffangereicherter Luft an eine Person, während die Person ein Herz- Lungen-Rehabilitationsprogramm durch Übungen ausführt.

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 9, wobei der Verfahrensschritt der Verwendung des Herzschlagvolumensignalwertes das Kontrollieren einer Medikation der Person einschließt.

11. Verfahren nach Anspruch 10, wobei die Medikation sauerstoffangereicherte Luft einschließt.

12. Verfahren nach Anspruch 10 mit dem weiteren Verfahrensschritt des Kontrollierens der Intensität der Übung.