DE69631680T2

DE69631680T2 - Vorrichtung zur temperaturdriftkorrektur zur bestimmung des herzschlagvolumens

Info

Publication number: DE69631680T2
Application number: DE69631680T
Authority: DE
Inventors: J. Timothy HUGHES
Original assignee: Abbott Laboratories
Current assignee: Abbott Laboratories
Priority date: 1995-12-22
Filing date: 1996-12-05
Publication date: 2005-01-05
Anticipated expiration: 2016-12-06
Also published as: AU1146297A; JP3677517B2; CA2240371C; DE69631680D1; US5620002A; JP2001511021A; WO1997023162A1; CA2240371A1; EP0868145A1; EP0868145B1; ATE260068T1; AU721550B2

Description

Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Gerät zum Korrigieren der thermischen Drift bei Herz-Zeit-Volumen-Bestimmungen.
Hintergrund der Erfindung
Das Herz-Zeit-Volumen, die volumetrische Geschwindigkeit, mit der Blut durch das Herz gepumpt wird, wird am häufigsten klinisch bestimmt durch Injizieren eines Bolus von gekühlter Salzlösung oder Glukoselösung in die rechte Auricula oder den rechten Ventrikel durch einen Katheter. Ein Thermistor, der in der Lungenarterie angeordnet ist, wird verwendet, um eine Temperatur-Zeit-Auswaschkurve zu bestimmen, wenn die gekühlte Injektat/Blut-Mischung aus dem Herz gepumpt wird. Die Fläche unter dieser Kurve stellt eine Anzeige für das Herz-Zeit-Volumen dar. Obwohl dieses Thermo-Verdünnungsverfahren eine Anzeige für das Herz-Zeit-Volumen ergeben kann zu der Zeit, wo das Verfahren durchgeführt wird, kann es nicht zum kontinuierlichen Überwachen des Herz-Zeit-Volumens verwendet werden. Des weiteren ist die Häufigkeit, mit der das Verfahren durchgeführt wird, begrenzt durch ihre nachteiligen Auswirkungen auf einen Patienten, einschließlich der Verdünnung des Blutes des Patienten, die jedes Mal vorkommt, wenn das gekühlte Fluid injiziert wird. Zusätzlich besitzt das Verfahren ein Infektionsrisiko für das medizinische Personal aus dem Blutkontakt, und für den Patienten aus der Aussetzung gegenüber möglicherweise verunreinigtem Injektionsfluid oder verunreinigten Spritzen.
Alternativ kann Blut im Herz in einem injektionsfreiem Verfahren gekühlt oder erwärmt werden durch ein Wärmeübertragungsverfahren unter Verwendung eines Temperaturkonditionierten Fluids, das in einer geschlossenen Schleife gepumpt wird, in Richtung des Herzes durch ein Lumen innerhalb des Katheters, und zurück durch ein anderes Lumen. Die prinzipiellen Vorteile der Verwendung eines solchen Nichtinjektions-Wärmeübertragungsverfahrens zum Ändern der Temperatur von Blut sind die, dass wiederholte Messungen durchgeführt werden können ohne Überlastung des Patienten mit großen Mengen von Fluid oder Aussetzen des Patienten gegenüber dem Risiko einer Infektion.
US-Patent Nr. 4.819.655 (Webler) offenbart ein injektionsfreies Verfahren und ein Gerät zum Bestimmen des Herz-Zeit-Volumens. In der bevorzugten Ausführung von Webler wird eine Salzlösung durch ein Kühlsystem oder ein Eisbad gekühlt und in einen Katheter eingeführt, der durch das kardiovaskuläre System eines Patienten in das Herz eingesetzt worden ist. Der Katheter erstreckt sich durch die rechte Auricula und den rechten Ventrikel, und sein distales Ende ist außerhalb des Herzens in der Lungenarterie angeordnet. Eine Pumpe zwingt die gekühlte Salzlösung durch einen geschlossenen Fluidweg, der durch zwei Lumen in dem Katheter definiert wird, so dass Wärmeübertragung zwischen der Lösung und dem Blut innerhalb des Herzens durch die Wände des Katheters vorkommt. Ein Thermistor, der an dem distalen Ende des Katheters angeordnet ist, überwacht die Temperatur des Blutes, welches das Herz verlässt, sowohl bevor das gekühlte Fluid durch den Katheter zirkuliert, um eine Basislinien-Temperatur zu definieren, als auch nachdem sich die Temperaturänderung in dem Blut aufgrund der Wärmeübertragung mit der gekühlten Salzlösung stabilisiert hat. Temperatursensoren werden ebenfalls bereitgestellt, um sowohl die Temperatur der gekühlten Salzlösung an oder in der Nähe der Stelle, wo sie in den Katheter eintritt (außerhalb des Körpers des Patienten), als auch die Temperatur des Fluids zu überwachen, das von dem Herz zurückkehrt. Zusätzlich wird die Geschwindigkeit, mit der die gekühlte Lösung durch den Katheter fließt, entweder gemessen oder kontrolliert, um sie bei einem konstanten Wert zu halten. Das Herz-Zeit-Volumen (CO) wird dann aus der folgenden Gleichung bestimmt:
worin V₁ die Geschwindigkeit ist, mit der das gekühlte Fluid durch den Katheter zirkuliert; ΔT₁ ist gleich der Differenz zwischen der Temperatur des gekühlten Fluideingangs in den Katheter und der Temperatur des Fluids, das von dem Herz zurückkommt; ΔT_B ist gleich der Differenz zwischen der Temperatur des Blutes, welches das Herz verlässt, bevor das gekühlte Fluid im Kreis geführt wird, und der Temperatur des Blutes, welches das Herz verlässt, nachdem das gekühlte Fluid zirkuliert ist (nachdem sich die Temperatur stabilisiert hat); und C ist eine Konstante abhängig von den Blut- und Fluideigenschaften. Das Patent lehrt auch, dass das Fluid statt dessen erwärmt werden kann, so dass es Wärme an das Blut überträgt, das durch das Herz fließt, anstatt dass es gekühlt wird, um Wärme aufzunehmen.
US-Patent Nr. 4.819.655 lehrt weiter, dass das Herz-Überwachungssystem Temperaturschwankungen in der Lungenarterie herbeigeführt, die im Zusammenhang mit dem Atmungszyklus des Patienten stehen und deshalb periodisch mit der Atmungsgeschwindigkeit sind. Entsprechend schlägt Webler vor, dass das Signal, das T_B' anzeigt (die Temperatur des gekühlten Blutes, das aus dem Herz austritt), durch eine Fourier-Transformation verarbeitet werden sollte, um eine Periode und eine Amplitude für den Atmungszyklus zu ergeben, wobei die Periode oder ein Vielfaches davon dann als das Intervall verwendet wird, über welches die Daten zu verarbeiten sind, um das Herz-Zeit-Volumen zu bestimmen.
Ein anderes Problem, das durch Webler erkannt wurde, ist die Verzögerung zwischen den Zeiten, zu denen die Zirkulation des gekühlten Fluids beginnt und die Temperatur des Blutes in der Lungenarterie das Gleichgewicht erreicht, welche verursacht wird durch das Volumen von Blut, das den Katheter in dem rechten Ventrikel und in anderen Abschnitten des Herzes umgibt. Das Patent schlägt vor, eine generelle entsprechende Verzögerung einzuführen zwischen dem Zeitpunkt, an dem diese Temperaturmessungen von dem Blut vorgenommen werden, bevor das gekühlte Fluid zirkuliert wird, und danach, zum Beispiel durch Abwarten, dass der T_B'-Wert einen Pegel überschreitet über dem Wert, der durch Atmungsschwankungen herbeigeführt wird. Jedoch erreichen für ein Herz mit relativ großem Volumen und/oder relativ geringem Herz-Zeit-Volumen die T_B'-Daten das Gleichgewicht in keiner vernünftigen Zeitperiode. Die Menge von Blut, die durch das großvolumige Herz fließt, stellt zu viel Mischvolumen bereit, um mit der technischen Lehre von Webler zum Verarbeiten der Daten, um das Herz-Zeit-Volumen zu bestimmen, in Einklang gebracht zu werden. Als ein Ergebnis muss die Messperiode für das Gleichgewicht außerordentlich lang sein, um das Gleichgewicht zu erreichen, wodurch ein möglicher Fehler in das Ergebnis eingeführt wird entweder wegen einer Verschiebung der Basislinientemperatur des Blutes oder wegen Änderungen in dem Herz-Zeit-Volumen. Aus diesem Grund ist die durch Webler gelehrte Technik, Herz-Zeit-Volumen zu bestimmen unter Verwendung der Daten, die durch sein System bestimmt wurden, nicht praktisch anwendbar für den Fall großer Blutvolumina in dem Herz und/oder geringer Herz-Zeit-Volumina.
Statt Kühlen (oder Erwärmen) des Blutes in dem Herz durch Wärmeübertragung mit einem zirkulierenden Fluid, um das Herz-Zeit-Volumen zu bestimmen, kann das Blut erwärmt werden mit einer elektrischen Widerstandsheizung, die auf einem Katheter angeordnet ist, der in das Herz eingesetzt ist. Das Gerät, das für diese Art der injektionsfreien Herz-Zeit-Volumen-Messung benötigt wird, ist bedeutend weniger komplex als das Gerät, das zum Zirkulieren eines Fluids durch den Katheter benötigt wird. Ein elektrischer Strom wird an den Widerstand durch Leitungen in dem Katheter angelegt und eingestellt, um genügend Verlustleistung zu entwickeln, um ein gewünschtes Temperaturanstiegssignal in dem Blut zu produzieren. Jedoch muss aufgepasst werden, dass die Verwendung einer hohen Leistung vermieden wird, die das Blut schädigen könnte, indem sie es überhitzt. Ein geeignetes Signal-Rausch-Verhältnis wird statt dessen vorzugsweise erhalten, indem der elektrische Strom an die Heizung bei einer Frequenz angelegt wird, die der des minimalen Rauschens entspricht, das in dem Kreislaufsystem erzeugt wird, d. h. in dem Bereich von 0,02 bis 0,15 Hz. US-Patent Nr. 4.236.527 (Newbower et al.) beschreibt ein solches System, und bedeutender, es beschreibt eine Technik zum Verarbeiten der Signale, die durch das System erzeugt wurden, um den oben genannten Effekt des Mischvolumens in dem Herz und dem kardiovaskulären System eines Patienten zu kompensieren, selbst bei einem Patienten mit einem relativ großen Herz. (Siehe auch J. H. Philip, M. C. Long, M. D. Quinn und R. S. Newbower, "Continuous Thermal Measurement of Cardiac Output", IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol. BMI 31, Nr. 5, Mai 1984).
Newbower et al. lehrt das Modulieren der thermischen Energie, die zu dem Blut hinzugefügt wird, bei zwei Frequenzen, z. B. einer Grundfrequenz und ihrer Harmonischen, oder mit einem Signal mit rechteckiger Wellenform. Vorzugsweise ist die Grundfrequenz gleich der des minimalen Rauschens in dem Herzsystem. Die Temperatur des Blutes, das aus dem Herz austritt, wird überwacht, wodurch ein Ausgabesignal erzeugt wird, das bei der Grundfrequenz gefiltert wird, um herkömmliche Herzausgabeinformationen zu ergeben. Die andere Modulationsfrequenz wird ähnlich überwacht und bei der Oberwellenfrequenz gefiltert, und wird verwendet, um eine zweite Variable zu bestimmen, die sich auf die Übertragungsfunktion zwischen der Injektion von Energie in das Blut und der Temperatur des Blutes in der Lungenarterie auswirkt. Die Amplitudendaten, die aus den doppelten Frequenzmessungen gebildet werden, ermöglichen, dass die absolute Herzausgabe bestimmt wird, wodurch über die Variabilität der Fluidkapazität oder des Mischvolumens Rechenschaft abgelegt wird.
Das Verfahren von Newbower zum Bestimmen des Herz-Zeit-Volumens erfordert die Verwendung eines Modells für das System, das dargestellt wird durch den Effekt der Eingabeleistung auf das Bluttemperatur-Ausgabesignal. Die Daten müssen an das Modell angepasst werden, um Mischvolumendämpfung zu korrigieren.
Als eine Alternative zu dem Modell von Newbower hat M. Yelderman ein Verfahren entwickelt zur Rekonstruktion einer Impulsantwort für ein Herz-Ausgabe-Überwachungssystem unter Verwendung eines Pseudo-Zufalls-Binärrauschens und Kreuzkorrelationsverfahrens. Dieses Verfahren ist beschrieben in US-Patent Nr. 4.507.974. Yelderman lehrt, dass jeder Indikator in die Blutmasse eingeführt werden kann in der Form von jedem beliebigen stochastischen oder streuspektralen Verfahren. Zum Beispiel kann ein Katheter-montierter Heizdraht unter Strom gesetzt werden mit einer stochastischen oder Pseudozufalleingabe, um ein entsprechendes Wärmeeingabesignal an das Blut in dem Herz zu liefern. Die vaskuläre Systemimpulsantwort, die durch nachfolgende Messung und Kreuzkorrelation mit dem Eingabesignal erhalten wird, produziert Informationen, die dann kombiniert werden mit einer Konservierung der Herzgleichung, um den volumetrischen Fluidfluss durch Integration der Fläche unter der Impulsantwortkurve zu messen. Das Verfahren von Yelderman ist anfällig für Drift und Rauschen, die in die rekonstruierte Impulsantwort eingekoppelt sind, was eine genaue Pegeldetektion und Integration schwierig macht.
Eine Ungenauigkeit bei Verfahren nach dem Stand der Technik zur Bestimmung des Herz-Zeit-Volumens ergibt sich aufgrund von thermischem Rauschen und der thermischen Drift. Die thermische Drift ist im Allgemeinen eine sehr kleine Frequenzdrift in der Temperatur des Blutes in dem Herz und ergibt sich aufgrund von physiologischen Faktoren im Gegensatz zu der thermischen Energie, die in das Blut während Herz-Zeit-Volumen-Messungen eingeführt wird.
Eine Ursache für thermisches Rauschen ist die Differenz der Temperatur zwischen dem Blut, das von unterschiedlichen Teilen des Körpers zurückkommt. Fluktuierende Druckgradienten über der Brustkorbwand, hervorgerufen durch Atmung, variieren das Volumen von Blut, das zu dem Herz von Organen außerhalb des Brustkorbs zurückkehrt, relativ zu dem Volumen von Blut, das von Organen innerhalb des Brustkorbs zurückkehrt. Blut, das von Organen mit einem hohen Grundumsatz zurückkehrt, wie der Leber, ist wärmer als Blut, das zum Beispiel von dem Magen zurückkehrt, während Blut, das von der Peripherie zurückkehrt, viel kälter ist, abhängig teilweise von der Raumtemperatur. Wenn Blut von den verschiedenen Teilen des Körpers zurückkehrt, schwankt die Temperatur des Blutes in dem Herz, wodurch ein thermisches Rauschen oder eine thermische Drift in Herz-Zeit-Volumen-Messungen produziert wird. Zum Beispiel schwankt die Menge von Blut, die in das Herz aus der oberen oder unteren Hohlvene während jedes Atmungszyklus eintritt, womit sich die Temperatur des Blutes in dem Herz ändert. Auch verursachen homöostatische Langzeitkontrollsysteme in dem Körper langsame Langzeitfluktuationen der Temperatur von gemischtem Venenblut als ein Ergebnis des Einstellens der Menge von Blut, die durch die Peripherie fließt, und des Variierens des Grundumsatzes beim Versuch, die "Kerntemperatur" konstant zu halten.
Das PCT-Patent WO 91/16603 (McKown) offenbart ein Verfahren, das versucht, Rechenschaft über die Effekte der thermischen Drift auf Herz-Zeit-Volumen-Messungen abzulegen unter Verwendung der Kreuzkorrelationstechnik von Yelderman. McKown nimmt an, dass unabhängig von thermischem Rauschen oder thermischer Drift die mittlere Leistung, die dem Blut über jede Messperiode zugeführt wird, und somit die mittlere Leistung, die während Herz-Zeit-Volumen-Messungen gemessen wird, konstant bleibt. Beruhend auf dieser Annahme bestimmt McKown den mittleren Pegel des resultierenden gemessenen Temperatursignals über jede von mehreren benachbarten Messperioden. In der bevorzugten Ausführungsform verwendet McKown drei Messperioden, folglich werden drei Messungen des mittleren Signalpegels produziert. Eine quadratische Kurve wird dann an die Daten angepasst, die durch Messungen des mittleren Signalpegels produziert wurden. Der Abschnitt der quadratischen Kurve, der mit der mittleren Messperiode verbunden ist, wird dann von dem gemessenen Herz-Zeit-Volumen-Signal auf einer Punkt-zu-Punkt-Basis subtrahiert, um "Nullmitteldaten" zu produzieren, womit die Effekte der thermischen Drift reduziert werden.
McKown's Verfahren der Anpassung einer quadratischen Kurve an das Temperatursignal passt drei Variablen gleichzeitig an die verrauschten Daten an. Wenn das Temperatursignal besonders verrauscht ist, kann eine solche quadratische Anpassung Fehler verursachen größer als jene, die in den nicht kompensierten Originaldaten vorhanden sind. Das Verfahren von McKown erfordert, dass mindestens zwei benachbarte Messperioden abgeschlossen sind, bevor Rechenschaft abgelegt wird über den Effekt der thermischen Drift. Wenn die quadratische Anpassung ungenau ist aufgrund von Kurzzeitrauschen während einer Messperiode, pflanzen sich Fehler in Ausgabemessungen wegen dieser verrauschten Periode ebenfalls fort auf benachbarte Messperioden, da die quadratische Anpassung für jede Periode unter Verwendung benachbarter Mittelwerte wiederholt wird. Dies führt zu drei ungenauen Messungen anstelle von einer. Zusätzlich gibt es, da das Verfahren von McKown erfordert, dass mindestens drei Messperioden abgeschlossen sind, bevor das Herz-Zeit-Volumen bestimmt werden kann, eine längere Verzögerungszeit zwischen dem Vorkommen des gerade gemessenen Herzereignisses und nachfolgender Datenausgabe. Diese Verzögerungszeit hindert einen Bediener daran, das Herz-Zeit-Volumen in Echtzeit zu beobachten, was sich möglicherweise auf die Behandlung des Patienten auswirkt. Aufgrund von Messfehlern, die durch Signal-Rausch-Verhältnisse und Dämpfung hervorgerufen werden, kann die Messzeitperiode nicht generell weiter unter 30 Sekunden reduziert werden. Folglich wären die Ergebnisse einer Herz-Zeit-Volumen-Messung, die durch das Verfahren von McKown produziert werden, verzögert um eine zusätzliche und vielleicht bis zu zwei Minuten nach dem Herzereignis, und die Effekte von Rauschen durch Einschwingvorgänge würden voraussichtlich in mehrere Messungen eingekoppelt.
T. Hughes beschreibt in US-Patent Nr. 5.261.411 Verfahren zum Reduzieren der Drift bei Herz-Zeit-Volumen-Bestimmungen, indem der Ausgangspunkt der Messperiode für jede verwendete Harmonische so eingestellt wird, dass das Signal in dem Frequenzbereich nur eine Real-Komponente des verwendeten Eingabesignals besitzt. Das ist komplizierter zu implementieren und kann eine kleine variable Verzögerung in der Update-Zeit verursachen. T. Hughes und D. Swingler beschreiben in US-Patent Nr. 5.363.856 Verfahren zum Reduzieren der Drift bei Herz-Zeit-Volumen-Bestimmungen, indem das thermische Signal verschoben und zu sich selbst addiert wird, damit nur das Driftsignal zurückgelassen wird, und dann die Driftneigung durch Regressionsverfahren identifiziert wird. Das ermöglicht Driftentfernung innerhalb einer einzelnen Periode des Eingabesignals, ist aber kompliziert und erfordert, dass robuste Regressionsverfahren in der Anwesenheit von nicht-Gauss'schem thermischen Rauschen verwendet werden.
Ein Gerät wie definiert in der Einleitung von Anspruch 1 ist bekannt aus US-A-5 363 856 oder US-A-5 261 411.
Ein Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, ein Gerät zum Reduzieren der Effekte der thermischen Drift auf Messungen des Herz-Zeit-Volumens bereitzustellen, während einige der Probleme verringert werden, die mit dem Stand der Technik verbunden sind, einschließlich dem Beibehalten einer kurzen Verzögerungszeit, die erforderlich ist, um Herz-Zeit-Volumen zu bestimmen, während die Effekte von Rauschen minimiert werden.
Zusammenfassung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung korrigiert die Effekte der thermischen Drift auf Herz-Zeit-Volumen-Messungen, indem sie ein Gerät wie in Anspruch 1 definiert bereitstellt. In einer Ausführungsform wird ein Bluttemperatur-Ausgabesignal bestimmt, das die Temperatur des Blutes anzeigt, das durch das Herz fließt. Das Bluttemperatur-Ausgabesignal wird in zwei gleiche, teilweise sich überlappende Zeit-Perioden aufgetrennt. Die Signale von diesen zwei Zeit-Perioden werden getrennt gefiltert, um zwei teilweise unabhängige Ausgabesignale im Frequenzbereich zu erzeugen. Diese zwei Frequenzbereichssignale werden in ein einzelnes korrigiertes Ausgabesignal im Frequenzbereich kombiniert, wobei der Effekt der thermischen Drift beseitigt ist. Das Herz-Zeit-Volumen wird dann als eine Funktion des Ausgabesignals im Frequenzbereich mit einer reduzierten Abhängigkeit von der thermischen Drift bestimmt.
In einer anderen Ausführungsform wird die Herz-Zeit-Volumen-Berechnung im Zeitbereich durchgeführt. In diesem Verfahren wird das im Frequenzbereich korrigierte Signal zurück in den Zeitbereich transformiert, um ein im Zeitbereich korrigiertes Ausgabesignal mit einer reduzierten Abhängigkeit von thermischer Drift zu erzeugen. Das Herz-Zeit-Volumen wird dann als eine Funktion des im Zeitbereich korrigierten Ausgabesignals mit einer reduzierten Abhängigkeit von thermischer Drift erzeugt.
Gemäß anderen Gesichtspunkten der Erfindung wird das Bluttemperatur-Ausgabesignal in zwei teilweise sich überlappende Zeit-Perioden von jeweils T Sekunden aufgetrennt. Die Zeitverzögerung Tdelay (in Sekunden) für den Beginn der zweiten Periode von Zeit relativ zu dem Beginn der ersten Periode wird als eine Phasenverzögerung von θn (in Radianten) bei der Harmonischen n mit der Winkelfrequenz ω durch die Gleichungen 2–5 ausgedrückt, worin
θn = –ωn·Tdelay (5)
Gemäß anderen Gesichtspunkten der Erfindung wird das Signal in der ersten (gegenwärtigen) Zeit-Periode gemessen und in die Frequenzdomäne transformiert (gefiltert) durch eine Transformation wie eine Diskrete Fourier-Transformation (DFT) oder eine Fast Fourier-Transformation (FFT), wodurch eine komplexe Komponente An bei einer Oberwellenfrequenz ωn des Signals erzeugt wird. Ähnlich wird das Signal in der zweiten (verzögerten) Messperiode ebenfalls gemessen und in den Frequenzbereich transformiert, wodurch eine komplexe Komponente Bn bei einer Signalfrequenz ωn auf eine identische Art und Weise erzeugt wird. Ein korrigiertes Ausgabesignal Ancor für Oberwellenfrequenz ωn wird dann wie in Gleichung 6 folgendermaßen berechnet:
worin:
θn die Zeitverzögerungsphasendifferenz zwischen den Messperioden für die Harmonische Nummer n ist, ausgedrückt in Radianten und berechnet gemäß Gleichung 5;
e ist die Basis des natürlichen Logarithmus und entspricht ungefähr 2,718;
i ist der komplexe Operator mit i = √–1;
An ist die unkorrigierte komplexe Komponente, gefiltert bei der Frequenz ωn, während der gegenwärtigen Messperiode;
Bn ist die komplexe Komponente, gefiltert bei der Frequenz ωn, gemessen während der überlappenden, aber verzögerten Zeitperiode;
und die Bezugsphase für Ancor wird relativ zu der gegenwärtigen (ersten) Messperiode genommen.
Gleichung 6 kann in Form der realen (Re) und der imaginären (Im) Komponenten von An und Bn wie folgt in den Gleichungen 7–11 ausgedrückt werden:
In polarer Form beschreiben Gleichung 8 und Gleichung 9 die Größe |Ancor| von Ancor.
während Gleichung 10 und Gleichung 11 die Phase Φncor (in Radianten) von Ancor beschreiben:
Gleichung 6 kann somit unter Verwendung von Gleichung 11 umgeschrieben werden als Gleichung 12.
Gemäß weiteren Gesichtspunkten der Erfindung kann, falls eine Zeitverzögerung von θn gleich -π/2 verwendet wird, Gleichung 12 vereinfacht werden, wie in den Gleichungen 13–16 gezeigt. Ancor = Ana + Anb·i (13)worin:
i der komplexe Operator mit i = √–1 ist;
Ana ist Re(An); und
Anb ist der Re(Bn).
Dies kann außerdem in polarer Form durch die Gleichungen 14 und 15 ausgedrückt werden. Die Drift-reduzierte Größe |Ancor| von Ancor wird gegeben durch Gleichung 14, während die Drift-reduzierte Phase Φncor (in Radianten) von Ancor durch Gleichung 15 gegeben wird.
Was in komplexer exponentieller Notation in Gleichung 16 ausgedrückt wird:
worin:
e die Basis des natürlichen Logarithmus und ungefähr 2,718 ist; und
i der komplexe Operator mit i = √–1 ist.
In Übereinstimmung mit noch anderen Gesichtspunkten der Erfindung wird, falls das Bluttemperatur-Ausgabesignal mehr als eine Harmonische verwendet, um das Herz-Zeit-Volumen zu berechnen, der Driftreduktionsprozess für jede Harmonische wiederholt. Zusätzlich werden, falls das Bluttemperatur- Ausgabesignal im Zeitbereich verarbeitet werden soll, die Drift-reduzierten harmonischen Signale kombiniert unter Verwendung der inversen Fourier-Transformation, um ein korrigiertes Bluttemperatur-Ausgabesignal im Zeitbereich zu ergeben.
Gemäß einem noch anderen Verfahren der Erfindung können die Effekte einer Drift beseitigt werden, indem die Driftneigung im Zeitbereich identifiziert wird unter Verwendung der Differenz zwischen dem im Frequenzbereich Drift-reduzierten Schätzwert und dem im Frequenzbereich unkorrigierten Schätzwert, und dann die Driftneigung von dem Bluttemperatur-Ausgabesignal Tb im Zeitbereich subtrahiert wird. Das im Zeitbereich Drift-reduzierte Ausgabesignal Tbcorr wird dann entweder im Frequenzbereich oder im Zeitbereich verarbeitet, um das Herz-Zeit-Volumen zu berechnen. Ein Verfahren zur Berechnung der Driftneigung ist in Gleichung 17 gezeigt:
worin:
N die Anzahl der Abtastwerte des Bluttemperatur-Ausgabesignals ist, das während der Signalmessperiode des Eingabesignals verwendet wird.
Für den degenerierten Fall von θn gleich –π/2 kann Gleichung 17 vereinfacht werden zu Gleichung 18.
worin:
N die Anzahl der Proben des Bluttemperatur-Ausgabesignals ist, das während der Signalmessperiode des Eingabesignals verwendet wird.
In Übereinstimmung mit anderen Gesichtspunkten der Erfindung kann die Drift aus dem Bluttemperatur-Ausgabesignal entfernt werden, indem die Driftneigung des ursprünglichen Signals im Zeitbereich Tb subtrahiert wird unter Verwendung von Gleichung 19 und 20, um ein im Zeitbereich Drift-reduziertes Signal zu erzeugen.
worin:
Tb ein Wert des Bluttemperatur-Ausgabesignals ist;
Tb_mean ist die mittlere Bluttemperatur über die gesamte Periode des Signals;
k ist ein Index, der von 0 bis N–1 läuft, erstellt über eine Signalperiode; und
N ist die Anzahl der Abtastwerte des Bluttemperatur-Ausgabesignals, das während der einzelnen Messperiode des Eingabesignals verwendet wird.
Das korrigierte Bluttemperatur-Ausgabesignal Tbcorr wird dann gemäß der folgenden Gleichung 20 berechnet:
Alle der obigen Formen von Gleichungen können verwendet werden, um ein korrigiertes Bluttemperatur-Ausgabesignal zu bestimmen. Das Herz-Zeit-Volumen wird dann als eine Funktion des korrigierten Bluttemperatur-Ausgabesignals bestimmt und ist somit auf thermische Drift hin korrigiert.
Die vorliegende Erfindung ermöglicht, dass eine Korrektur auf thermische Drift hin in dem Ausgabesignal innerhalb von etwas mehr als einem Zyklus des Messsignals erreicht wird, typischerweise innerhalb von einem und einem viertel Zyklus. Das ist nur etwas langsamer als das schnellste zuvor beschriebene Verfahren, aber das Verfahren ist einfach zu implementieren und ist robust in der Anwesenheit von Rauschen, da es im Frequenzbereich angewendet wird statt im Zeitbereich. Somit versorgt die vorliegende Erfindung einen Bediener mit einer Messung des Herz-Zeit-Volumens fast genauso schnell wie die schnellsten Verfahren nach dem Stand der Technik und mit einem reduzierten Fehler durch Rauschen in der Anwesenheit einer Drift. Diese schnelle Bestimmung ermöglicht dem Bediener, das Herzereignis im Wesentlichen auf einer Echtzeitbasis zu verfolgen, womit ermöglicht wird, dass der Patient genauer während kritischer medizinischer Prozeduren überwacht wird.
Die Korrektur der thermischen Drift innerhalb von etwas mehr als einer Messperiode, wie durch die vorliegende Erfindung bereitgestellt, verhindert, dass Fehler in einer Messperiode sich über viele Messperioden verkoppeln. Zusätzlich nutzt die vorliegende Erfindung reine Schmalbandbreiten-Frequenzbereichsverfahren, wodurch Ungenauigkeiten reduziert werden, die in den Verfahren nach dem Stand der Technik eingeführt sind, erzeugt durch Verwendung des Zeitbereichs oder von Mittelwertbildungsverfahren im Zeitbereich, welche von Natur aus breitere Bandbreitenverfahren und somit anfälliger für Rauschen oder andere Störsignale sind.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Die vorhergehenden Gesichtspunkte und viele der damit verbundenen Vorteile dieser Erfindung werden schneller offensichtlich werden, wenn diese besser verstanden werden durch Bezug auf die folgende ausführliche Beschreibung, wenn sie in Verbindung mit den begleitenden Zeichnungen genommen wird, worin:
1 ein Blockdiagramm von einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist, die die Anordnung eines Katheters und einer elektrischen Widerstandsheizung innerhalb eines menschlichen Herzes veranschaulicht, das weggeschnitten ist, um die rechte Auricula, den Ventrikel und die Lungenarterie deutlicher zu zeigen;
2 ist ein Flussdiagramm, das die logischen Schritte zeigt, die bei der Bestimmung des Herz-Zeit-Volumens gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet werden;
3 ist ein Flussdiagramm von einem Verfahren zur Berechnung eines im Frequenzbereich Drift-korrigierten Signals gemäß der Erfindung; und
4 ist ein Flussdiagramm für ein anderes Verfahren zur Berechnung eines im Frequenzbereich Drift-korrigierten Signals gemäß der Erfindung.
Ausführliche Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform
Eine erste Ausführungsform von einem Herz-Zeit-Volumen-Überwachungssystem gemäß der vorliegenden Erfindung ist allgemein in 1 unter Bezugsnummer 10 gezeigt. Ein menschliches Herz ist schematisch in dieser Figur veranschaulicht, wobei ein Teil des Herzes weggeschnitten ist, um die Anordnung eines Katheters 14 zu zeigen, der durch das kardiovaskuläre System eines Patienten und in Herz 12 eingesetzt ist. Katheter 14 hat ein proximales Ende 16 und ein distales Ende 18. Eine Vielzahl von Leitungen 20 erstreckt sich in der Längsrichtung durch Katheter 14 (innerhalb von Lumen, die nicht einzeln gezeigt sind) und schließt Leitung 20a und Leitung 20b ein, die einen elektrischen Strom zu einer elektrischen Widerstandsheizung 22 führen.
In der bevorzugten Form der Erfindung umfasst eine Heizung 22 eine Spule aus isoliertem Kupfer-, Edelstahl-, Nickel- oder Nichrom-Draht von ungefähr 12 Zentimeter Länge, der um den Katheter 14 herum ungefähr 10 bis 15 Zentimeter von dem distalen Ende 18 entfernt gewickelt ist. Die Heizung 22 hat einen Nennwiderstand von 15 bis 30 Ohm. Die Leitungen 20c sind an einen Temperatursensor 24 angeschlossen, welcher vom distalen Ende 18 räumlich getrennt ist und allgemein auf der äußeren Oberfläche des Katheters befestigt ist, so dass er schnell die Temperatur des Blutes erfassen kann, das durch das distale Ende fließt, wenn das Blut von Herz 12 gepumpt wird. Wie deutlich in 1 gezeigt ist, erstreckt sich der Katheter 14 durch eine rechte Auricula 26, ein rechter Ventrikel 28 und in eine Lungenarterie 30 des Patienten, dessen Herz-Zeit-Volumen gerade überwacht wird. Angrenzend an das distale Ende 18 ist ein Ballon 32 angeordnet, welcher aufgeblasen ist, um das distale Ende 18 nach unten aus dem rechten Ventrikel 28 heraus in Lungenarterie 30 hinein treiben zu lassen. Heizung 22 kann vollständig innerhalb der rechten Auricula 26 positioniert sein, oder kann, wie gezeigt, sich von der rechten Auricula 26 in den rechten Ventrikel 28 erstrecken.
Eine geregelte Stromversorgung 34 liefert einen periodischen elektrischen Strom, der verwendet wird, um Wärme bei Heizung 22 zu erzeugen, bei einer Spannung im Bereich von 10 bis 25 Volt Spitzenamplitude. Der periodische elektrische Strom kann in einer periodischen Wellenform geliefert werden mit entweder ungeraden oder geraden Harmonischen oder beidem. Alternativ kann eine rechteckförmige Stromversorgung verwendet werden. Wenn der Strom durch die Drahtspule fließt, die die Heizung 22 ausmacht, erzeugt er Wärme im Verhältnis zu den I²R-Verlusten in der Heizung (wobei I der Strom und R der Widerstand der Heizung ist). Die erzeugte Wärme wird innerhalb der rechten Auricula 26 und dem rechten Ventrikel 28 an das Blut übertragen.
Ein Stromsensor 36 erzeugt ein Signal, das die Größe des elektrischen Stroms anzeigt, der durch Leitung 20a zu Heizung 22 fließt, und dieses Signal wird durch Leitungen 38 in die Analog-Digital(A-D)-Wandler 40 eingespeist. Ein zweites Eingangssignal für A-D-Wandler 40 ist ein Spannungssignal, das die Spannung anzeigt, die sich über Heizung 22 gebildet hat; dieses Spannungssignal wird durch Leitungen 42 übermittelt. Das dritte Eingangssignal für die A-D-Wandler umfasst das Signal, das die Temperatur des Blutes anzeigt, welches das Herz 12 verlässt, das durch Temperatursensor 24 erzeugt wird, der an Leitungen 25 angeschlossen ist, welche das distale Ende von Leitungen 20c umfassen. Digitale Signale vom A-D-Wandler 40 werden durch Leitungen 44 zu Eingabepins (nicht einzeln gezeigt) an einem tragbaren Computer 46 übermittelt.
In Zusammenhang stehend mit dem tragbaren Computer 46 ist eine optische Anzeige 48, auf welcher Daten angezeigt werden, die das Herz-Zeit-Volumen des Herzes 12 definieren, zusammen mit anderen Daten und Informationen. Eine Tastatur 50 ist an den tragbaren Computer 46 angeschlossen, um für Eingaben und Benutzersteuerung der Herz-Zeit-Volumen-Messung zu sorgen. Zusätzlich umfasst der tragbare Computer 46 ein Festplattenlaufwerk oder ein Diskettenlaufwerk 52, die verwendet werden zur magnetischen Speicherung von Daten, Testergebnissen und Programmen wie die Software, welche die Messung des Herz-Zeit-Volumens steuert. Der tragbare Computer 46 steuert die geregelte Stromversorgung 34, indem er Steuersignale liefert, die durch Leitungen 54 übertragen werden, die sich zwischen der geregelten Stromversorgung und dem tragbaren Computer erstrecken.
Vorzugsweise wird der elektrische Strom, der Heizung 22 erregt, um das Blut zu erwärmen, das durch Herz 12 fließt, entweder in der Form einer Sinuswelle mit einer Periode von 30 bis 60 Sekunden geliefert oder in der Form einer Rechteckwelle mit einer erregten Periode im Bereich zwischen 15 und 30 Sekunden (gefolgt von einer ähnlichen Dauer, während welcher kein Strom geliefert wird). Die Leistung, die durch Heizung 22 entwickelt wird, stellt somit ein periodisches Eingabesignal dar, während das Signal, das durch Temperatursensor 24 gebildet wird, ein Ausgabesignal umfasst, das die Temperatur des Blutes anzeigt, welches das Herz verlässt. Um die Leistung zu bestimmen, die innerhalb Heizung 22 abgeführt wird, werden die digitalisierten Signale, die den Strom anzeigen, der durch die Heizung fließt, und der Spannungsabfall über der Heizung durch den tragbaren Computer 46 miteinander multipliziert. Die Leistung, die innerhalb Heizung 22 abgeführt wird, um das Blut zu erwärmen, das durch Herz 12 fließt, d. h. die Amplitude, ist deshalb leicht zu bestimmen und ist für Zwecke der folgenden Besprechung als das "Eingabesignal" definiert. Entsprechend werden die angelegte Leistung, welche das Eingabesignal darstellt, und die Temperatur des Blutes, das aus dem Herz austritt zu der Lungenarterie, welche das "Ausgabesignal" darstellt, in der bevorzugten Ausführungsform verwendet, um das Herz-Zeit-Volumen von Herz 12 zu bestimmen, wie unten erklärt.
Eine alternative Ausführungsform zur Bildung eines Eingabesignals und eines Ausgabesignals ist, ein kühlendes oder wärmendes Fluid zu einem Wärmeaustauscher zu fördern, der auf dem Katheter auf eine Art und Weise geformt ist, die auf dem Gebiet bekannt ist. Entweder in der bevorzugten Ausführungsform oder in der alternativen Ausführungsform, egal ob das Eingabesignal das Blut kühlt oder erwärmt, ändert das Herz-Zeit-Volumen-Messsystem die Temperatur des Blutes im Herz auf einer periodischen Basis, so dass das Ausgabesignal, das durch den Temperatursensor 24 erzeugt wird, sich als Reaktion darauf periodisch ändert.
Wie im Hintergrund der Erfindung bemerkt, ermöglicht es die vorliegende Erfindung, dass das Herz-Zeit-Volumen fortlaufend bestimmt wird anstatt mit Unterbrechungen und viel weniger anfällig für Rauschen ist als vorherige kontinuierliche Herz-Zeit-Volumen-Überwachungsverfahren. In der vorliegenden Erfindung wird das Herz-Zeit-Volumen durch den tragbaren Computer 46 bestimmt unter Befolgung der logischen Schritte, die in einem Flussdiagramm 120 in 2 gezeigt sind. Beginnend bei Block 122 wird die Temperatur von Blut, das durch Herz 12 fließt, geändert, indem das Eingabesignal angelegt wird, z. B. indem elektrischer Strom an Heizung 22 geliefert wird, oder indem ein kühlendes Fluid durch den Katheter geführt wird, wodurch die Temperatur von Blut innerhalb des Herzes geändert wird. Die Übertragung von Wärme zu oder von Blut innerhalb des Herzes 12 ereignet sich bei einer Frequenz ω, wie in Block 122 gezeigt.
Ein gestrichelter Block 124 zeigt an, dass das Blut, das durch das Eingabesignal erwärmt oder gekühlt wurde, sich mit dem anderen Blut in dem rechten Ventrikel 28 vermischt und in Lungenarterie 30 eintritt. Ein Block 126 verweist auf den Temperatursensor 24, welcher das Signal erzeugt, das die Temperatur des Blutes anzeigt, das aus dem Herz 12 austritt. Mit Bezug auf Block 128 umfasst die Bluttemperatur T innerhalb der Lungenarterie 30 das Ausgabesignal, das durch A-D-Wandler 40 digitalisiert wird.
In den Blöcken 130–136 wird das Ausgabesignal auf thermische Drift korrigiert. Wie in Block 130 angezeigt wird die mittlere Bluttemperatur Tb_mean wahlweise bestimmt, indem zuerst die gemessene Bluttemperatur T über einer Signalperiode summiert wird. Da das Ausgabesignal an N Punkten abgetastet wird, wird die mittlere Bluttemperatur über diese Zeit bestimmt gemäß Gleichung 21, indem diese Summe durch N geteilt wird.
In den Blöcken 134–136 wird das Bluttemperatur-Ausgabesignal aufgetrennt in zwei separate Signale, die gleiche, aber überlappende Perioden haben. Die beiden überlappenden Signale werden dann gefiltert, um zwei unabhängige Ausgabesignale im Frequenzbereich zu erzeugen, wie in Block 134 gezeigt. Die zwei überlappenden Ausgabesignale werden dann im Frequenzbereich kombiniert, um die Effekte der thermischen Drift zu beseitigen, wie in Block 136 gezeigt. Das Verfahren zum Auftrennen des Bluttemperatur-Ausgabesignals in zwei gleiche, sich überlappende Signale, die Verfahren zum Filtern der Signale und das Verfahren zum Kombinieren der Signale werden ausführlicher unten mit Bezug auf 3 und 4 beschrieben. 3 und 4 zerlegen das Verfahren, das oben mit Bezug auf die Blöcke 132–136 beschrieben ist, weiter.
In einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die in 3 veranschaulicht ist, hat das Bluttemperatur-Ausgabesignal, normalerweise eine komplexe Wellenform wie eine rechteckförmige Welle oder Pseudozufall-Binärsequenz, eine Signalperiode von T Sekunden mit einer entsprechenden Grundfrequenz in Radianten pro Sekunde von ω1, gegeben durch Gleichung 21.
Für jede Harmonische n der Grundfrequenz ω1, wobei n eine ganze Zahl ist, definiert Gleichung 23 die entsprechende Winkelfrequenz ω:
Das Bluttemperatur-Ausgabesignal wird aufgetrennt in zwei sich teilweise überlappende Perioden der Zeit von jeweils T Sekunden. Die Zeitverzögerung Tdelay (in Sekunden) vom Beginn der zweiten Periode von Zeit relativ zum Beginn der ersten Periode kann als eine Phasenverschiebung von θn (in Radianten) bei der Harmonischen n mit Winkelfrequenz ω durch Gleichung 24 und 25 ausgedrückt werden, wie in den Blöcken 138 oder 150 gezeigt.
Normalerweise wird θn gewählt in dem Bereich 0 > θn > –2·π. Der für θn gewählte Wert ist nicht kritisch, wobei ein Wert von –π/2 typischerweise für die Grundfrequenz (n = 1) benutzt wird.
Verwendung von –π/2 minimiert die Messansprechzeit und reduziert die Computerlast, während immer noch gute Driftunterdrückung bereitgestellt wird. Drift- und Rauschunterdrückung verschlechtern sich für Werte von θn gegen null und für viel größere θn, speziell zwischen –1,5·π und –2·π. Unterschiedliche Werte von Tdelay können verwendet werden zum Berechnen jeder Harmonischen, falls das notwendig ist, um Phasenverschiebungen in den optimalen Bereich für jede verwendete Harmonische sicherzustellen. Der Bequemlichkeit halber kann eine einzelne Zeitverzögerung, optimiert für die Grundschwingungsfrequenz, zulässig sein zur Verwendung bei anderen Harmonischen, falls die Zeitverzögerungsphasenverschiebung bei jeder dieser Harmonischen in den optimalen Bereich fällt, oder ganzzahlige Vielfache davon, bei der einzelnen verwendeten harmonischen Frequenz.
Das Signal in der ersten (gegenwärtigen) Zeitperiode wird gemessen und in den Frequenzbereich transformiert (gefiltert) über eine Transformation wie die Diskrete Fourier-Transformation (DFT) oder Fast Fourier-Transformation (FFT), wodurch eine komplexe Komponente An bei einer harmonischen Frequenz ωn des Signals erzeugt wird, wie in Block 140 oder 152 gezeigt.
Das Signal in der zweiten (verzögerten) Messperiode wird ebenfalls gemessen und in den Frequenzbereich transformiert (gefiltert) über eine Transformation wie zum Beispiel eine Diskrete Fourier-Transformation (DFT) oder Fast Fourier-Transformation (FFT), wodurch eine komplexe Komponente Bn bei einer harmonischen Frequenz ωn auf eine identische Art und Weise wie die, die für die erste Messperiode verwendet wird, erzeugt wird, wie in Block 142 oder 154 gezeigt.
Die zwei Filteroperationen erzeugen Schätzwerte der Wirk (Real)komponenten bezüglich jedes Filterfensters weitgehend unabhängig von der Drift, da das Integral von Cosinus multipliziert mit einem linearen Driftterm über eine ganzzahlige Anzahl von Zyklen null ist, solange die Imaginär(Blind) komponenten einen konstanten Fehlerterm aufweisen, der mit der Drift verbunden ist. In der Praxis enthält die Realkomponente einer DFT einen kleinen Nicht-Null-Fehlerterm, der mit der Drift verbunden ist, aufgrund von Näherungen, die der DFT innewohnen. Diese Fehlerterme sind beiden Schätzwerten gemeinsam und haben daher die Neigung, sich aufzuheben. Durch Kombinieren der zwei Schätzwerte bei unterschiedlichen relativen Zeiten und daher unterschiedlichen relativen Phasen wird das komplexe Drift-reduzierte Bluttemperatur-Ausgabesignal Ancor für die harmonische Frequenz ωn folgendermaßen berechnet wie in Gleichung 26 und wie in Block 144 gezeigt:
worin:
θn die Zeitverzögerungsphasendifferenz zwischen den Messperioden für Harmonische Nummer n ist, ausgedrückt in Radianten und berechnet gemäß Gleichung 25;
e ist die Basis des natürlichen Logarithmus und ungefähr 2,718;
i ist der komplexe Operator mit i = √–1;
An ist die unkorrigierte komplexe Komponente, gefiltert bei der Frequenz ωn, während der gegenwärtigen Messperiode;
Bn ist die komplexe Komponente, gefiltert bei der Frequenz wn, gemessen während der überlappenden, aber verzögerten Zeitperiode;
und die Referenzphase für Ancor wird relativ zu der gegenwärtigen (ersten) Messperiode genommen.
Die Form von Gleichung 26 kann geometrisch interpretiert werden; die korrigierte Messung ist die Differenz zwischen den zwei Messungen bei den unterschiedlichen Zeitperioden, mit einer Phasendrehung (der exponentielle Term) und einer Amplitudenkorrektur (der Nenner) abhängig von der Zeitverzögerung zwischen den Messungen.
Gleichung 26 kann in vielen verschienenen Formen ausgedrückt werden, beruhend auf der Geometrie des entsprechenden Zeigerdiagramms und unter Verwendung von trigonometrischen Standardidentitäten. Diese Formen können für die praktische Anwendung bequemer sein. Zum Beispiel ist die Verwendung der polaren Notation (Größe und Phase) oftmals eine bequeme Form. Gleichung 27 drückt Gleichung 26 in Termen von Real(Re)- und Imaginär(Im) komponenten von An und Bn aus, wie in Block 156 gezeigt:
In polarer Form beschreiben Gleichung 28 und 29 die Größe, |Ancor|, von Ancor:
während Gleichung 30 und 31 die Phase φncor (in Radianten) von Ancor beschreiben:
Gleichung 26 kann somit unter Verwendung von Gleichung 31 neu geschrieben werden als Gleichung 32:
Ein besonders degenerierter Fall kommt für eine Zeitverzögerung vor wie zum Beispiel die, dass θn gleich –π/2 ist. Das vereinfacht die Gleichungen, indem die Menge an erforderlicher Berechnung minimiert wird. Das Implementieren dieser vereinfachten Form ist wie folgt beschrieben und in den Gleichungen 33 bis 36 zusammengefasst:
Das Signal in der ersten (gegenwärtigen) Zeitperiode wird gemessen und in den Frequenzbereich transformiert (gefiltert) über eine reine Real-Transformation wie die Diskrete Cosinus-Transformation (DCT) oder den reinen Real-Teil einer Diskreten Fourier-Transformation (DFT), wodurch eine Real-Komponente Ana bei einer harmonischen Frequenz ωn des Signals erzeugt wird.
Das Signal in der zweiten (verzögerten) Messperiode wird gemessen und in den Frequenzbereich transformiert (gefiltert) über eine reine Real-Transformation wie die DCT oder den reinen Real-Teil einer DFT, wodurch eine Real-Komponente Anb bei einer Signalfrequenz ωn auf eine identische Art und Weise erzeugt wird wie die, die für die erste Messperiode verwendet wird.
Eine reine Real-Transformation erzeugt einen Größenschätzwert für die Wirk(Real)komponente des Signals, die weitgehend unabhängig von der Drift ist, da das Integral der Cosinus-Grundfunktion multipliziert mit einem linearen Driftterm über einen oder jede ganzzahlige Anzahl von Zyklen gleich null ist. Durch Kombinieren dieser beiden reinen Real-Schätzwerte bei einer Phasendifferenz von π/2 bezüglich der anderen werden sowohl die Real- als auch die Imaginärteile des gemessenen Signals erhalten. Das im Frequenzbereich Drift-reduzierte komplexe (Real- + Imaginärteil) Ausgangssignal Ancor für die harmonische Frequenz ωn wird durch Gleichung 33 gegeben, wobei der Realteil aus der ersten (gegenwärtigen) Messperiode und der Imaginärteil aus der zweiten (verzögerten) Messperiode stammt: Ancor = Ana + Anb·i (33)worin
i der komplexe Operator i = √–1 ist;
Ana ist Re(An); und
Anb ist Re(Bn).
Das kann auch in polarer Form ausgedrückt werden durch Gleichung 34 bis 35. Die Drift-reduzierte Größe |Ancor| von Ancor wird durch Gleichung 34 gegeben, während die Drift- reduzierte Phase φncor (in Radianten) von Ancor durch Gleichung 35 gegeben wird.
Was in komplexer exponentieller Notation ausgedrückt wird in Gleichung 36
worin:
e die Basis des natürlichen Logarithmus ist und ungefähr 2,718; und
i der komplexe Operator mit i = √–1 ist.
Falls die Bluttemperatur-Ausgabesignal-Berechnung mehr als eine Harmonische verwendet, um das Herz-Zeit-Volumen zu berechnen, wird der Drift-Reduktionsprozess für jede Harmonische wiederholt. Wenn das Bluttemperatur-Ausgabesignal letztlich im Zeitbereich zu verarbeiten ist, um das Herz-Zeit-Volumen zu berechnen, dann werden die Drift-reduzierten harmonischen Signale kombiniert unter Verwendung der Inversen Fourier-Transformation, um ein korrigiertes Bluttemperatur-Ausgabesignal im Zeitbereich zu ergeben. Das Bluttemperatur-Ausgabesignal im Zeitbereich wird dann zusammen mit dem Eingabesignal verwendet, um das Herz-Zeit-Volumen zu berechnen.
Ein alternatives Verfahren zum Entfernen von Drift schließt die Identifizierung der Drift-Neigung im Zeitbereich ein durch Verwendung der Differenz zwischen des im Frequenzbereich Drift-reduzierten Schätzwertes und des im Frequenzbereich unkorrigierten Schätzwertes, und dann Subtrahieren der identifizierten Drift-Neigung von dem Bluttemperatur-Ausgabesignal Tb im Zeitbereich. Dadurch wird ein Drift-reduziertes Signal Tbcorr im Zeitbereich erzeugt, welches dann weiter verarbeitet werden kann unter Verwendung von entweder Frequenz- oder Zeitbereichsverfahren, um das Herz-Zeit-Volumen zu berechnen. Ein Verfahren zum Schätzen dieser Driftneigung besteht darin, das Grundfrequenzsignal (erste Harmonische) zu verwenden, welches normalerweise den größten Fehlerterm aufgrund von Drift enthält. Gleichung 37 beschreibt dieses Verfahren für den allgemeinsten Fall irgendeiner ganzzahligen harmonischen Nummer n, auch wenn häufig nur die erste Harmonische verwendet werden wird:
worin:
N die Anzahl der Abtastwerte des Bluttemperatur-Ausgabesignals ist, das während der Signalmessperiode des Eingabesignals verwendet wird.
Für den degenerierten Fall von θn gleich –π/2 vereinfacht sich Gleichung 37 zu Gleichung 38:
worin:
N die Anzahl der Abtastwerte des Bluttemperatur-Ausgabesignals ist, das während der Signalmessperiode des Eingabesignals verwendet wird.
Sobald die Driftneigung über Gleichung 37 oder Gleichung 38 bestimmt worden ist, kann die Drift entfernt werden durch Subtrahieren der Driftneigung von dem ursprünglichen Signal Tb im Zeitbereich unter Verwendung von Gleichung 39 und 40, wodurch ein korrigiertes (Drift-reduziertes) Signal Tbcorr im Zeitbereich erzeugt wird, welches dann verwendet werden kann, um das Herz-Zeit-Volumen weitgehend unabhängig von der Drift zu berechnen.
worin
Tb ein Wert des Bluttemperatur-Ausgabesignals ist;
Tb_mean ist die mittlere Bluttemperatur über der ganzen Periode des Signals;
k ist ein Index, der von 0 bis N–1 läuft, erstellt über eine Signalperiode; und
N ist die Anzahl der Proben des Bluttemperatur-Ausgabesignals, das während der einzelnen Messperiode des Eingabesignals verwendet wird.
Das korrigierte Bluttemperatur-Ausgabesignal Tbcorr wird dann gemäß der folgenden Gleichung 40 berechnet:
In Gleichung 40 wird die mittlere Bluttemperatur, die in Gleichung 39 berechnet wurde, durch Subtrahieren von Tb_mean entfernt, um gleitpunktarithmetische Genauigkeit in vielen Anwendungen verbessern zu helfen. Das ist nicht wesentlich zur Drift-Entfernung, und Tb_mean kann aus Gleichung 40 gelöscht werden, ohne den Effekt der Drift-Entfernung zu ändern.
Nach Entfernung der Drift wie oben beschrieben kann das Signal weiter gefiltert werden, um Rauschen zu entfernen. Zum Beispiel könnte ein analoger Bandpassfilterschaltkreis verwendet werden, um das Eingabesignal zu verarbeiten, bevor es digitalisiert wird, anstelle der diskreten Fourier-Transformation. Andere Typen von digitaler oder analoger Filterung könnten ebenfalls verwendet werden, um Rauschkomponenten bei anderen Frequenzen zu eliminieren.
Nachdem das Ausgabesignal gefiltert ist, wird die Amplitude des gefilterten Ausgabesignals bestimmt, wie in Block 160 angegeben. Ein tragbarer Computer 46 nutzt den Spitze-zu-Spitze-Wert des gefilterten Ausgabesignals für diese Amplitude, dargestellt durch |Tb(ωn)|. Der Wert |Tb(ωn)| wird dann in einem Block 162 zum Berechnen des Herz-Zeit-Volumens verwendet. Da das gefilterte Ausgabesignal ein periodisch schwankendes Signal ist, hat es ein Phasenverhältnis, das durch den Wert Φ_out dargestellt wird (verwendet wie unten beschrieben).
Die linke Seite von Flussdiagramm 120 ist auf die Schritte gerichtet, die beim Verarbeiten des Eingabesignals verwendet werden. Wie in einem Block 164 gezeigt wird die Leistung P bestimmt, welche die Wärme darstellt, die zu dem Blut in dem Herz übertragen wird. Wie oben beschrieben wird die Heizleistung von Heizung 22 bestimmt aus dem Produkt von dem elektrischen Strom, der durch diese fließt, und dem Spannungsabfall über der Heizung, wie dem Durchschnittsfachmann gut bekannt ist.
Der tragbare Computer 46 filtert dann das Eingabesignal bei der Eingabefrequenz ωn, wie in einem Block 166 angezeigt. Um das Eingabesignal zu filtern, verarbeitet der tragbare Computer es mit einer diskreten Fourier-Transformation, wodurch es aus dem Zeitbereich in den Frequenzbereich umgeformt wird. Der Abschnitt des transformierten Signals bei der Frequenz ωn umfasst das gefilterte Eingabesignal. Das gefilterte Eingabesignal hat sowohl eine Phase als auch eine Amplitude. In einem Block 170 wird die Amplitude des Eingabesignals bestimmt und wird in einen Block 164 als |Pωn| eingegeben. Die Phase von diesem gefilterten Eingabesignal Φ_in wird verglichen mit der Phase des Ausgabesignals in einem Block 162, wodurch eine Phasendifferenz ΔΦ erzeugt wird, welche gleich der Differenz zwischen Φ_in und Φ_out ist. Der tragbare Computer 46 bestimmt die Phasendifferenz und, wie in Block 164 gezeigt, berechnet er das Herz-Zeit-Volumen "CO" wie folgt:
In der obigen Gleichung 41 ist der Wert Cb das Produkt aus spezifischer Wärme und Dichte des Bluts.
Das Volumen von Blut innerhalb des rechten Ventrikels von Herz 12, d. h. das Mischvolumen, wird aus dem folgenden Ausdruck geschätzt:
worin τ die Periode des Eingabesignals ist. Um die Effekte von Phasenrauschen auf die Bestimmung des Herz-Zeit-Volumens zu reduzieren, kann eine Schätzung des Mischvolumens aus Gleichung 42 vorgenommen werden und in der folgenden Beziehung verwendet werden:
Der Schätzwert des Mischvolumens wird vorzugsweise über eine lange Zeit gemittelt (wobei angenommen wird, dass das Volumen relativ konstant über der Zeit ist, während welcher das Herz-Zeit-Volumen bestimmt wird), was ein mittleres Mischvolumen V^~ ergibt, welches in Gleichung 43 verwendet wird, um das Herz-Zeit-Volumen zu bestimmen. Die resultierende Bestimmung des Herz-Zeit-Volumens aus Gleichung 43 ist deshalb weniger empfindlich für Phasenrauschen einschließlich Herzfrequenzschwankungen.
Wenn ein Wärmesignal in das Blut innerhalb von Herz 12 injiziert wird, entweder durch Kühlen des Blutes oder durch Anlegen von Wärme an das Blut, wird eine Transportverzögerung erlitten, bevor das Eingabewärmesignal Temperatursensor 24 in der Lungenarterie erreicht. Die Transportverzögerungszeit fügt eine Phasenverschiebung hinzu, die abhängig von Fließgeschwindigkeit und Gefäßgröße ist. Der Phasenfehler aufgrund einer Transportverzögerungszeit ist definiert als:
worin L gleich der Länge des Weges ist von der Stelle, von der aus das Wärmesignal in das Blut innerhalb des Herzes injiziert wird, zu der Stelle, an welcher der Temperatursensor angeordnet ist (in cm), R ist der Gefäßradius (in cm) und CO ist das Herz-Zeit-Volumen in Liter/Sekunde. Zum Beispiel wäre eine typische Phasenverschiebung ungefähr 28,8° für einen Weg von 10 cm Länge, einen Radius von 1,6 cm, bei einer Fließgeschwindigkeit von einem Liter pro Minute und einer Periode für die Injektion des Wärmesignals von 60 Sekunden.
Die Phasenverschiebung, die durch die Transportverzögerung eingeführt wird, wird bei relativ kleinen Fließgeschwindigkeiten signifikant, was eine genaue Korrektur des Mischvolumens schwierig macht. Eine Art und Weise, dieses Problem anzusprechen, besteht darin, das Eingabesignal bei zwei (oder mehreren) unterschiedlichen Frequenzen anzulegen, wodurch es ermöglicht wird, dass ein separater Schätzwert für Transportverzögerungsphasenverschiebung und Mischvolumenphasenverschiebung aus der Differenz der Phasenverschiebung bei den unterschiedlichen Frequenzen bestimmt wird.
Es gibt zwei zusätzliche Fehlerquellen, für welche Korrekturen beim Bestimmen des Herz-Zeit-Volumens angewendet werden können. Die Fehlerquellen beziehen sich auf die Zeitkonstante für den Katheter und Thermistor, verursacht durch ihre jeweilige thermisch wirksame Masse. Die thermisch wirksame Masse des Katheters dämpft das Eingabesignal und verschiebt dessen Phase, während die thermisch wirksame Masse des Temperatursensors 24 das empfangene Temperatursignal dämpft und phasenverschiebt entsprechend der Änderung der Temperatur in dem Blut, das an Temperatursensor 24 vorbei fließt. Die Korrektur, die in der bevorzugten Ausführungsform verwendet wird, unterstellt ein einfaches System erster Ordnung. Zum Beispiel wird für die Heizung 22 angenommen, dass sie eine Zeitkonstante T_htr hat (tatsächlich gilt die Zeitkonstante für den Katheter und die Heizung), und dass Temperatursensor 24 eine Zeitkonstante T_sens hat, welche beide empirisch bestimmt werden. Das Herz-Zeit-Volumen wird dann bestimmt aus:
worin:
Φ_htr = –ARCTAN(ωn·T_htr);
Φ_sens = –ARCTAN(ωn·T_sens);
HTR_atten = COS(Φ_htr): and
SENSOR_ATTEN = COS(Φ_SENS).
Gleichung 45 erkennt an, dass eine Zeitverzögerung vorkommt zwischen der Ankunft von Blut mit einer anderen Temperatur bei Temperatursensor 24 wegen der Eingabe eines Wärmesignals, und der Änderung des Ausgabesignals des Temperatursensors. Ähnlich führt die thermisch wirksame Masse des Katheters/der Heizung eine Zeitverzögerung ein zwischen dem Anlegen des Eingabesignals und der Übertragung von Energie an das Blut um Heizung 22 (oder Wärmeaustauscher 60) herum. Typische Zeitkonstanten sowohl für Heizung 22 als auch Temperatursensor 24 sind ungefähr jeweils zwei Sekunden. Beruhend auf der Annahme, dass die Zeitkonstanten für diese zwei Elemente nicht mit der Strömungsgeschwindigkeit schwanken, sollten Amplitudenfehler und somit Herz-Zeit-Volumenfehler, die von dieser Fehlerquelle eingeführt werden, konstant sein, abhängig nur von der Frequenz des Eingabesignals. Entsprechend sollte die Phasenverschiebung, die durch diese Zeitkonstanten eingeführt wird, ebenfalls konstant sein. Da die Sensitivität für Phasenfehler bei niedrigen Fließgeschwindigkeiten und großen Mischvolumen zunimmt, ist es wichtig, die Phasenverschiebung aufgrund der Zeitkonstanten des Katheters/der Heizung (oder des Wärmeaustauschers) und des Temperatursensors zu korrigieren, bei großen Gesamtphasenwinkeln. Viele Anwendungen des Basisneigungsidentifikationsverfahrens sind möglich, welche eine komplexere Kurve durch benachbarte oder überlappende Messperioden anpassen, indem die (Drift) Neigung von benachbarten Perioden identifiziert und dann ein Kurvenlineal oder eine Kurve höherer Ordnung durch die Daten unter Verwendung dieser Neigungsinformation angepasst wird. Unter hohen Rauschpegeln versagen diese Verfahren und koppeln Fehler durch schlechte Anpassung in mehrfache Messperioden ein statt die Genauigkeit zu verbessern. Zusätzlich vergrößern sie die Messverzögerungszeit.
Trendbeseitigung wie oben beschrieben ist nicht beschränkt auf die Verwendung mit dem oben beschriebenen Herz-Zeit-Volumen-Berechnungsverfahren, sondern kann vor Berechnung mit fast allen der zuvor beschriebenen kontinuierlichen Herz-Zeit-Volumen-Messverfahren angewendet werden einschließlich, aber nicht beschränkt auf, jene, die beschrieben wurden durch Yelderman (US-Patent Nr. 4.507.974) und Newbower (US-Patent Nr. 4.236.527).
Zusätzlich müssen die Gleichungen, die in diesem Patent präsentiert werden, vielleicht skaliert werden durch einen konstanten Wert abhängig von dem Filterverfahren, das verwendet wird, um das Bluttemperatur-Ausgabesignal oder Leistungssignal in den Frequenzbereich umzuwandeln. Auch wenn das in diesem Patent beschriebene Verfahren angewendet wird, nachdem das Ausgabesignal in den Frequenzbereich transformiert worden ist, kann das im Frequenzbereich korrigierte Ausgabesignal zurück in den Zeitbereich transformiert werden (z. B. durch Inverse Fourier-Transformation), nachdem das Driftsignal bei jeder harmonischen Frequenz entfernt worden ist, falls die Herz-Zeit-Volumen-Messung-Berechnung normalerweise im Zeitbereich statt im Frequenzbereich durchgeführt wird.
Auch wenn die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung veranschaulicht und beschrieben worden ist, wird erkennbar sein, dass verschiedene Änderungen darin vorgenommen werden können, ohne von dem Umfang der Erfindung wie in den angehängten Ansprüchen definiert abzuweichen.
Wo technischen Merkmalen, die in irgendeinem Anspruch erwähnt sind, Bezugszeichen folgen, sind diese Bezugszeichen eingefügt worden zu dem alleinigen Zweck, die Verständlichkeit der Ansprüche zu erhöhen, und entsprechend haben solche Bezugszeichen keine beschränkende Wirkung auf den Schutzumfang jedes Elementes, das beispielhaft durch solche Bezugszeichen gekennzeichnet ist.

Claims

Gerät zur Bestimmung eines Herz-Zeit-Volumens eines Herzens mit reduzierter Abhängigkeit vom thermischen Drift, das folgendes umfaßt: (a) einen Katheter (14), der durch ein kardiovaskuläres System in ein Herz einführbar ist; (b) ein Mittel (34) zum Zuführen eines periodisch sich verändernden, Temperatur-modifizierenden Eingabesignals an einen Teil des Katheters (14), der in das Herz eingesetzt wurde; (c) einen Bluttemperatur-Sensor (24), der angrenzend an ein distales Ende (18) des Katheters (14) angeordnet ist, wobei der Temperatursensor (24) bereitgestellt wird, um ein Bluttemperatur-Ausgabesignal zu produzieren, welches eine Temperatur von Blut anzeigt, das vom Herzen fließt; (d) ein Mittel (130–136) zum Kompensieren des thermischen Drifts des Bluttemperatur-Ausgabesignals; und (e) ein Steuermittel (164) zum Bestimmen des Herz-Zeit-Volumens des Herzens als eine Funktion eines im Frequenzbereich korrigierten Ausgabesignals, wobei das Herz-Zeit-Volumen, das somit bestimmt wurde, eine reduzierte Abhängigkeit vom thermischen Drift hat, dadurch gekennzeichnet, daß das Mittel (130–136) zum Kompensieren des thermischen Drifts des Bluttemperatur-Ausgabesignals angepaßt ist, um das Bluttemperatur-Ausgabesignal in zwei überlappende Meß-Zeit-Perioden aufzutrennen, und um zwei separate Ausgabesignale in dem Frequenzbereich zu erzeugen, unter Verwendung der zwei überlappenden Meß-Zeit-Perioden, und dann um die zwei separaten Ausgabesignale in ein einzelnes im Frequenzbereich korrigiertes Ausgabesignal mit einem reduzierten Effekt des thermischen Drifts zu kombinieren.
Das Gerät von Anspruch 1, das weiterhin Mittel (138, 150) zum Bestimmen der Zeit-Verzögerungs-Phasen-Differenz θn zwischen einer gegenwärtigen Meßperiode und einer verzögerten Meßperiode, ausgedrückt in Radianten und berechnet gemäß: θn = -ωn·Tdelay;worin: Tdelay die Verzögerung ist, zwischen der gegenwärtigen und der verzögerten Meßperiode; und ω wird berechnet gemäß:
worin: T die Periode des Signals in Sekunden ist.
Das Gerät von Anspruch 2, das weiterhin ein Mittel (144) umfaßt, zum Bestimmen des im Frequenzbereich korrigierten Signals Ancor, bei einer Harmonischen n, in Übereinstimmung mit:
worin: die Referenzphase für Ancor relativ zu der gegenwärtigen Meßperiode genommen wird; e ist die Basis des natürlichen Logarithmus gleich ungefähr 2,718; i ist der komplexe Operator mit i = √–1; An ist eine unkorrigierte komplexe Komponente, gemessen für die gegenwärtige Meßperiode; und Bn ist eine unkorrigierte komplexe Komponente, gemessen für die verzögerte zweite/Meßperiode.
Das Gerät von Anspruch 2, das weiterhin ein Mittel (156) zum Bestimmen des im Frequenzbereich korrigierten Signals umfaßt, bei einer Harmonischen n, in Übereinstimmung mit:
worin: An eine unkorrigierte komplexe Komponente ist, gemessen während der gegenwärtigen Meßperiode; Bn ist eine unkorrigierte komplexe Komponente, gemessen während der verzögerten Meßperiode; Re stellt die reale (in Phase) Komponente seines komplexen Arguments dar; und Im() stellt die imaginäre (Phasen-verschobene) Komponente seines komplexen Arguments dar.
Das Gerät von Anspruch 1, das weiterhin ein Mittel (46) umfaßt, zum Umwandeln des im Frequenzbereich korrigierten Ausgabesignals zurück in ein im Zeitbereich korrigiertes Ausgabesignal, das eine reduzierte Abhängigkeit vom thermischen Drift hat; und ein Mittel (164) zum Bestimmen des Herz-Zeit-Volumens als eine Funktion des im Zeitbereich korrigierten Ausgabesignals, wobei das Herz-Zeit-Volumen, das so bestimmt wurde, eine reduzierte Abhängigkeit vom thermischen Drift hat.
Das Gerät von Anspruch 1, das weiterhin Mittel (166, 170, 162) umfaßt zum Erzeugen eines Bluttemperatur-Ausgabesignals im Frequenzbereich unter Verwendung des Bluttemperatur-Ausgabesignals; und zum Bestimmen einer Driftneigung des Bluttemperatur-Ausgabesignals unter Verwendung des im Frequenzbereich korrigierten Ausgabesignals und des Bluttemperatur-Ausgabesignals im Frequenzbereich; und Subtrahieren der Driftneigung von dem Bluttemperatur-Ausgabesignal, um ein im Zeitbereich korrigiertes Bluttemperatur-Ausgabesignal zu erzeugen, das eine reduzierte Abhängigkeit vom thermischen Drift hat; und zum Bestimmen des Herz-Zeit-Volumens als eine Funktion des im Zeitbereich korrigierten Bluttemperatur-Ausgabesignals.
Das Gerät von Anspruch 6, das weiterhin ein Mittel umfaßt, zum Bestimmen der Drift Neigung in Übereinstimmung mit:
worin: Ancor das im Frequenzbereich korrigierte Ausgabesignal ist; An ist das Bluttemperatur-Ausgabesignal im Frequenzbereich;
worin: T die Periode des Signals in Sekunden ist; und N ist die Anzahl an Abtastwerten des Bluttemperatur-Ausgabesignals, das während der Signalmeßperiode des Eingabesignals verwendet wird.
Das Gerät von Anspruch 6, das weiterhin Mittel umfaßt zum Bestimmen der Drift Neigung in Übereinstimmung mit:
worin: N die Anzahl an Abtastwerten des Bluttemperatur-Ausgabesignals ist, das während der Signalmeßperiode des Eingabesignals verwendet wird; die Zeitverzögerungsphasenverschiebung zwischen der gegenwärtigen Meßperiode und der verzögerten Meßperiode wird gewählt als –π/2 Radianten; An ist eine unkorrigierte komplexe Komponente einer gegenwärtigen Meßperiode; Bn ist die komplexe Komponente einer überlappenden aber verzögerten Zeitperiode; und
worin: T die Periode des Signals in Sekunden ist.
Das Gerät von Anspruch 6, das weiterhin ein Mittel umfaßt, zum Bestimmen des im Zeitbereich korrigierten Bluttemperatur-Ausgabesignals Tbcorr in Übereinstimmung mit:
worin: Drift Neigung berechnet wird gemäß Anspruch 21 oder Anspruch 22; Tb ist ein Wert des Bluttemperatur-Ausgabesignals; k ist ein Index, der von 0 bis N–1 läuft, erstellt über eine Periode des Signals; und N ist die Anzahl von Proben des Bluttemperatur-Ausgabesignals, das während der einzelnen Meßperiode des Eingabesignals verwendet wurde.
Das Gerät von Anspruch 2, das weiterhin ein Mittel (156) umfaßt, zum Bestimmen des im Frequenzbereich korrigierten Ausgabesignals Ancor in polarer Notation, bei einer Harmonischen n, in Übereinstimmung mit
worin: An eine unkorrigierte komplexe Komponente ist, gemessen für die gegenwärtige Meßperiode; und Bn ist eine unkorrigierte komplexe Komponente, gemessen während der verzögerten Meßperiode.
Das Gerät von Anspruch 2, das weiterhin ein Mittel (156) umfaßt, zum Bestimmen der Größe des im Frequenzbereich korrigierten Ausgabesignals Ancor, bei einer Harmonischen n, in Übereinstimmung mit:
worin: die Operation arg() den Winkel seines Arguments, in Radianten, darstellt; An ist eine unkorrigierte komplexe Komponente, gemessen für die gegenwärtige Meßperiode; und Bn ist eine unkorrigierte komplexe Komponente, gemessen für die verzögerte Messung.
Das Gerät von Anspruch 1, das weiterhin ein Mittel umfaßt, zum Bestimmen der Phase des im Frequenzbereich korrigierten Ausgabesignals Ancor bei einer Harmonischen n, in Übereinstimmung mit:
worin: die Operation arg() den Winkel seines Arguments, in Radianten, darstellt; An ist eine unkorrigierte komplexe Komponente, gemessen für die gegenwärtige Meßperiode; und Bn ist eine unkorrigierte komplexe Komponente, gemessen für die verzögerte Messung.
Das Gerät von Anspruch 2, das weiterhin ein Mittel (144) umfaßt zum Bestimmen des im Frequenzbereich korrigierten Signals Ancor, bei einer Harmonischen n, aus folgendem:
worin: An eine unkorrigierte komplexe Komponente ist, gemessen für die gegenwärtige Meßperiode; Bn ist eine unkorrigierte komplexe Komponente, gemessen für die verzögerte Meßperiode; und die Operation Arg() stellt den Winkel seines Arguments in Radianten, dar.
Das Gerät von Anspruch 1, das weiterhin ein Mittel umfaßt, zum Bestimmen des im Frequenzbereich korrigierten Ausgabesignals Ancor, bei einer Harmonischen n, in Übereinstimmung mit: Ancor = Re(An) + Re(Bn)·i worin: An eine unkorrigierte komplexe Komponente ist, gemessen während der gegenwärtigen Meßperiode; Bn ist eine unkorrigierte komplexe Komponente, gemessen für die verzögerte Meßperiode; und die Zeitverzögerungsverschiebung zwischen der gegenwärtigen Meßperiode und der verzögerten Meßperiode wird gewählt als –π/2.