HU209452B - Method and apparatus for determining the haemodynamic features of human heart - Google Patents
Method and apparatus for determining the haemodynamic features of human heart Download PDFInfo
- Publication number
- HU209452B HU209452B HU261590A HU261590A HU209452B HU 209452 B HU209452 B HU 209452B HU 261590 A HU261590 A HU 261590A HU 261590 A HU261590 A HU 261590A HU 209452 B HU209452 B HU 209452B
- Authority
- HU
- Hungary
- Prior art keywords
- impedance
- index
- unit
- curve
- systole
- Prior art date
Links
Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
A találmány szerinti eljárás során az impedanciakardiogram felvételekor az impedanciakardiogram görbét a légzés által okozott változásnak megfelelően egy harmadfokú polinom által leírt görbével megfelelően közebtve korrigálják, majd a korrigált görge folyamatos differenciálhányadosát képezve a derivált görbe maximumának meghatározásakor a systole kezdő és végpontját összekötő - adott esetben az időtengelyhez képest ferdén elhelyezkedő vonalat használjuk fel alapvonalként, a beteg testalkatának figyelembevételeként az alapimpedanciát az antropometriai csoportokba való beosztás alapján alkalmazott korrekciós tényezővel módosítjuk, végül a kapott értékekből az adott esetben szükséges haemodinamikai jellemzőket, mint például a CO perctérfogatot, a Cl perctérfogatot indexet, az SV verőtérfogatot, az SVI verőtérfogat indexet, a HR pulzusszámot, az SVR perifériális ellenállást, az LVSÉRI kontraktilitási indexet, a PÉP preejekciós periódust, a PEPI preejekciós periódus indexet, a VET szisztole időtartamot, a VETI szisztole időtartam indexet, a QS2 elektromechanikus szisztole időtartamot és a QS2I elektromechanikus szisztole időtartam indexet-ismert módon -meghatározzuk. A találmány szerinti berendezésnél az ECG egység (B), a PCG egység (C) és az ICG egység (A) kimenetei multiplexer (9) bemenetére, a multiplexer kimenete vezérlő egység (13) által vezérelt, egymás után kapcsolt mintavevő tartó áramkör (10), A/D átalakító (11) és párhuzamos soros átalakítóra (12) van kapcsolva, a párhuzamos soros átalakító (12) pedig optikai leválasztón (15) jelformálón (17) és egy második leválasztón (19) keresztül van a számítógéphez (21) csatlakoztatva.In the method of the invention, the impedance cardiogram is the impedance cardiogram curve a respiratory change, a third degree in the polynomial curve corrected and then the corrected curve is continuous forming the differential ratio of the maximum of the derivative curve the start and end point of the systole linking - if necessary, to the time axis we use an oblique line in comparison to the other as a baseline, taking into account the body of the patient basic impedance to anthropometric groups adjusted with a correction factor based on the assignment, and finally from the values obtained where appropriate, haemodynamic characteristics such as CO min volume, Cl min volume index, SV volumetric volume, SVI rate range index, HR pulse rate, SVR peripheral resistance, the LVSÉRI contractility index, the PÉP pre-injection period, the PEPI pre-injection period index, a VET Systole Duration, VETI Systole Duration index, QS2 electromechanical systole duration and the duration of QS2I electromechanical systole index-known manner. The device according to the invention is an ECG unit (B), PCG Unit (C), and ICG Unit (A) output multiplexer (9) input, multiplexer output is controlled by control unit (13), each other connected sampling probe circuit (10), A / D converter (11) and parallel serial converter (12) and the parallel serial converter (12) an optical separator (15) on a signal generator (17) and a second via the isolator (19) (21) connected.
Description
A leírás terjedelme: 12 oldal (ezen belül 5 lap ábra)
HD-D-Dj
HU 209 452 B
HU 209 452 Β tényezővel módosítjuk, végül a kapott értékekből az adott esetben szükséges haemodinamikai jellemzőket, mint például a CO perctérfogatot, a Cl perctérfogatot indexet, az SV verőtérfogatot, az SVI verőtérfogat indexet, a HR pulzusszámot, az SVR perifériális ellenállást, az LVSÉRI kontraktilitási indexet, a PÉP preejekciós periódust, a PEPI preejekciós periódus indexet, a VET szisztole időtartamot, a VETI szisztole időtartam indexet, a QS2 elektromechanikus szisztole időtartamot és a QS2I elektromechanikus szisztole időtartam indexet - ismert módon - meghatározzuk.
A találmány szerinti berendezésnél az ECG egység (B), a PCG egység (C) és az ICG egység (A) kimenetei multiplexer (9) bemenetére, a multiplexer kimenete vezérlő egység (13) által vezérelt, egymás után kapcsolt mintavevő tartó áramkör (10), A/D átalakító (11) és párhuzamos soros átalakítóra (12) van kapcsolva, a párhuzamos soros átalakító (12) pedig optikai leválasztón (15) jelformálón (17) és egy második leválasztón (19) keresztül van a számítógéphez (21) csatlakoztatva.
A találmány tárgya egyrészt eljárás az emberi szív haemodinamikai jellemzőinek meghatározására, melynek során a betegen célszerűen elhelyezett elektródák segítségével felvesszük az impedancia-, az elektro-, és a phonokardiogramot és a mellkas alapimpedanciája időfüggvényének a görbéjét, az EKG R hullámát indító hullámként használva folyamatosan meghatározzuk a szívciklust, miközben a fiziológiailag elfogadható értékektől erősen eltérő szívciklusokat elhagyjuk, a phonokardiogram görbéje az EKG R csúcsa után meghatározott időn belül fellépő második úgynevezett S2 hangot, mint a környezetében legnagyobb amlpitúdót megkeressük, majd az impedanciakardiogramot kiértékeljük, s ebből a szív verőtérfogatát mint az impedanciakardiogram 1. fokú differenciálhányadosának maximumával arányos mennyiséget meghatározzuk.
A találmány tárgya másrészt berendezés az emberi szív haemodinamikai jellemzőinek meghatározására, amely a betegre egyidejűleg rákapcsolt oszcillátorból, elektrokardiográfból (ECG egység), phonokardiográfból (PCG egység), impedanciakardiográfból (ICG egység) és a mérési eredményeket kiértékelő számítógépből (PC) áll.
Az emberi szív haemodinamikai jellemzőinek (perctérfogat, verőtérfogat, stb.) mérése, illetve meghatározása három alapvetően különböző módszerrel lehetséges: invazív, semi-invazív és non-invazív módon.
Ezek közül a legelteqedtebbek az invazív módszerek, ahol a szívbe vezetett katéter segítségével végzik a mérést. Az ilyen beavatkozásra épített módszerek (Fick, thermodilúció) pontosak, viszont veszélyesek és drágák, éppen ezért alkalmazásukra csak súlyos esetekben kerülhet sor.
Az invazív eljárások alkalmával valamilyen indikátort (pl. hideg fiziológiás konyhasóoldat, festék, izotóp) juttatnak intravénásán a beteg vérébe, majd mérik az indikátor tágulását. Az indikátor tágulása az idő függvényében ábrázolható, ebből diagnosztikai következtetések vonhatók le. Az indikátorhígulási eljárások kibővítése a Fick módszer, amelyben a kilélegzett levegő gyűjtésével és analizálásával nagyon pontosan mérni kell a beteg által elhasznált oxigén mennyiségét is. Az indikátor tágulásából és az oxigénfelhasználásból következtetni lehet a fent említett paraméterekre. Ezeknek az eljárásoknak az a hátránya, hogy a beteg számára nem teljesen veszélytelenek, bonyolultak, orvosi segítségre van szükség és steril környezetet igényelnek.
A semi-invazív módszerek, amelyeknél a mérés a keringésbe juttatott kontraszt illetve sugárzó anyag segítségével végezhető, szélesebb körben alkalmazhatók, de szintén veszélyesek, továbbá az alkalmazásuk száma korlátozott.
Sokszor szükség van a haemodinamikai paraméterek ismeretére olyan esetekben, ahol az invazív vagy semi-invazív módszerek alkalmazása kizárt, üyen esetekben (pl. egészséges embereknél, sportolóknál) csak a non-invazív módszer jöhet számításba. Jelenleg csak az echokardiográf készülék alkalmas a haemodinamikai paraméterek non-invazív mérésére, de ez a készülék nem erre a célra szolgál, ezért ezzel a mérés viszonylag körülményes, pontatlan, terheléses vizsgálatnál nem alkalmazható és drága. Az echokardiográfok ezen okok miatt rendelőintézetekben, a napi gyakorlatban nem alkalmazhatók.
Az echokardiográfía noninvazív eljárás, ultrahang visszaverődésen alapuló képalkotó módszer. Az ultrahang az emberi test ún. akusztikai határfelületeiről visszaverődik, ez detektálható, és így ezen akusztikai határfelületek mozgása ábrázolható, képernyőn megjeleníthető. Az eljárás alkalmas haemodinamikai paraméterek mérésére is. Hátránya az, hogy a készülék nagyon drága, kezelése túlságosan bonyolult.
Az impedanciakardiográfía önmagában szintén ismert noninvazív módszer, az elve a következőkben foglalható össze. Az emberi testben keringő folyadékok ellenállása, impedanciája különbözik az őket körülvevő testszövetek impedanciájától. Ebből következően a testfolyadékok áramlásának hatására egy testrész impedanciája megváltozik, és ez az impedanciaváltozás mérhető.
Régóta ismert annak elvi lehetősége, hogy a mellkasban mért impedancia változások alapján felvett impedancia görbéből és annak deriváltjából a paraméterek számíthatók. Különböző módszereket dolgoztak ki ezek meghatározására. Ezen módszerek hátránya, hogy a szívciklus jellegzetes pontjainak felismerése és kitűzése bonyolult szerkesztési feladat, csak optimális feltételek mellett mérve, egészséges
HU 209 452 Β embereknél, nyugalomban felvett görbéknél alkalmazható a szükséges ±10%-os pontossággal.
Ilyen eljárások ismerhetők meg például a következő szakcikkekből: Appel P. L., Η. B. Kram, J Mackavee és társai Comparison of measurement of cardiac output by bioimpedance and thermodilution in severaly ill surgical patients. (Critical Care Medicine pp 933— 935, 1986.), Bemstein D. P. Continuous noninvazív reál live monitosiring of stroke volume and cardiac output by theoretic electrical bioimpedance (Critical Care Medicine, pp. 898-901,1986.), valamint Paterson R. P.: Fundamentals of impedance Cardiography, I. E. E. E. Engineering in Medicine and Biology Magazin, 1989. III., pp. 35-38.)
Ilyen nonivazív eljárással mér pl. a Bomed cég NCCOM 3 típusú műszere is, de ennek az a hátránya, hogy csak egészséges emberek (pl. űrhajósok) ellenőrzésére alkalmas. Különböző betegségek fennállása esetén nem szolgáltat jó eredményt.
A találmány célkitűzése tehát a fentiekben felsorolt eljárások hátrányainak, bonyolultságának és a beteg számára nem teljesen veszélytelen beavatkozásoknak a kiküszöbölésével egy olyan mérési eljárás kidolgozása, amely a beteg számára veszélytelen mérések sorozatából számítógép segítségével a beteg számára jellemző haemodinamikai paraméterek meghatározását lehetővé teszi.
A találmány szerinti eljárás a véráramlás hatására a mellkasban létrejött impedanciaváltozással, és az ennek alapján meghatározható haemodinamikai paraméterekkel foglalkozik.
A találmány célkitűzését olyan eljárással érjük el, amelynek során az impedanciakardiogram felvételekor az impedanciakardiogram görbét a légzés által okozott változásnak megfelelően egy harmadfokú polinom által leírt görbével megfelelően közelítve korrigáljuk, majd a korrigált görbe folyamatos differenciálhányadosát képezve a derivált görbe maximumának meghatározásakor a systole kezdő és végpontját összekötő - adott esetben az időtengelyhez képest ferdén elhelyezkedő vonalat használjuk fel alapvonalként, a beteg testalkatának figyelembevételeként az alapimpedanciát az antropometriai csoportokba való beosztás alapján alkalmazott korrekciós tényezővel módosítjuk, végül a kapott értékekből a haemodinamikai jellemzőket - ismert módon - meghatározzuk.
A találmány céljának eléréséhez és a találmány szerinti eljárás megvalósításához egy olyan berendezést javasolunk, amelynél az elektrokardiográf, a phonokardiográf és az impedanciakardiográf kimenetei multiplexer bemenetére, a multiplexer kimenete a vezérlő által vezérelt, egymás után kapcsolt mintavevő tartó, A/D átalakító és párhuzamos soros átalakítóra van kapcsolva, a párhuzamos soros átalakító pedig optikai leválasztón jelformálón és leválasztón keresztül van a számítógéphez csatlakoztatva.
Az eljárás gyakorlati megvalósítására alkalmas készülék méri az impedancia-, az elektro-, és a phonokardiogramot, valamint a mellkas alapimpedanciáját. Ennek a négy regisztrált jelnek az alapján határozható meg a szív perctérfogata, a szív által egy ütés alatt kilökött vér mennyisége, a szívfrekvencia, különböző systolés időintervallumok, valamint diagnosztikai segítség is adható a készüléket kezelő orvos számára.
Az eljárás első részének lényege az, hogy két segédgörbe segítségével az impedanciakardiogram nevezetes pontjai az eddig ismert módszereknél pontosabban meghatároztathatók. Egy eddig is ismert módszer segítségével (Kubicsek formula) egy kiindulásnak tekinthető verőtérfogat (stroke volume) számítható ki.
Kubicsek formula:
SV = cons L2 y Ivet dz/dt I max/ZO2
A találmány szerinti eljárás egyik előnye az, hogy a jelenleg ismert módszerektől eltérő új módon korrigálja a számított verőtérfogatot, jobban közelítve ezzel a tényleges értékhez.
Az elektromos jelek, görbék rögzítése és tárolása után az első feladat a jelekről a mérések során rájuk rakódott zaj leválasztása, a jelek digitális szűrése. Ezt mind a négy görbére (EKG, IKG, Phono, alapimpedancia) el kell végezni. Ezután meg kell határozni a szívciklusokat az EKG QRS komplexumainak detektálásával. Egy szívciklus kezdetének az EKG Q hulláma tekinthető. Az eljárás előnye az is, hogy a mért időintervallumban az EKG átlagos meredekségváltozása alapján az EKG QRS komplexuma és az esetleges pacemaker impulzusok megkülönböztethetők. Ez azért lényeges, mert az EKG R hulláma, az eljárás számára indítójelként funkcionál, így az EKG R hullámának egy pacemaker impulzusnak az összetévesztése helytelen szívcikluskezdést jelent.
A meredekségváltozás alapján történő különbségtétel azon alapszik, hogy a QRS komplexumok lefutó élének meredeksége kisebb, mint a pacemaker impulzusok felfutó éléé.
A további EKG jellemző pontok (EKG S hullám, EKG T hullám) megkeresése a Q és az R hullám megkeresése után történik. Fontos jellemzője az eljárásnak, hogy az off-line kiértékelési módszer miatt a mért átlagtól és a fiziológiailag elfogadható értékektől túlságosan eltérő szívcilusok a számításokból kihagyhatok, így az eljárás pontossága növelhető.
Az eljárás másik segédgörbéje a phonokardiogram, amely szintén fontos segítséget nyújt a továbbiakban. A phonokardiogram második, ún. S2 hangjának megtalálása néhány esetben képzett klinikus orvos számára is komoly gondot okoz, pedig ennek a hangnak a szerepe igen nagy, mivel ez jelzi a vér szívből való kiáramlásának a befejeződését. Jelen eljárás fontos tulajdonsága, hogy ha a fiziológiai határoknak megfelelő helyen nem talál elfogadható jellemzőkkel rendelkező S2 hangot,
HU 209 452 Β akkor ezeket a határokat rugalmasan kezelve (abból a felismerésből adódóan, hogy a szív teljesítménye rövid ideig jelentősen különbözhet az elvárhatótól), új határokat és az előzőekben említett fiziológiai jellemzőknél szigorúbb jellemzőket megállapítva az S2 hang meghatározásának pontosságát növelni tudja. Az S2 hang fiziológiás korlátái a következők: az EKG R csúcsa után meghatározott időn belül kell következnie, meghatározott környezetében az amplitúdójának nagyobbnak kell lennie a környezet amplitúdójánál, ugyanebben a környezetben a meredekségváltozásnak nagyobbnak kell lennie a többi megfelelő környezet (más EKG R csúcsokhoz kötődő környezetek) meredekségváltozás átlagának felénél.
Az eljárás megvalósítása kidolgozott készülék a segédgörbéken meghatározott segédpontok keresése után képessé válik az impedanciakardiogram kiértékelésére. Az emberi szív teljesítménye több más dolog mellett (pl. elektródatávolság, alapimpedancia, bal kamrai ejekciós idő) az impedanciakardiogram változási sebességének maximumával arányos, ezt kell pontosan meghatározni. Ezt a körülményt nehezíti a tényleges mérések során, hogy a páciens légzése nagyon erősen befolyásolja az impedanciakardiogram formáját, így természetesen a görbe változási sebességét is.
A találmány szerinti eljárás erre a problémára is megoldást nyújt, ui. azt a felismerést veszi alapul, hogy a légzés által okozott változás a mért impedanciagörbe alakjából megfelelő pontossággal meghatározható úgy, hogy a redukció során az impedanciagörbe információtartalma lényegesen nem csökken. A redukció lényege az, hogy a légzés által okozott változás olyan görbével modellezhető, melynek deriváltja folyamatos, vagyis a modellező görbe 3-ad fokú polinommal megfelelően közelíthető. A légzés által okozott változásra illeszthető görbét úgy kell meghatározni, hogy szívciklusról szívciklusra haladva az illeszkedő görbének át kell haladnia az impedanciakardiogram előzetesen kiválasztott pontjain (ezek a szívciklusok kezdetén és a szívciklusok közepén találhatók), valamint ezen kiválasztott pontokban az illeszkedő görbe meredekségváltozásának meg kell egyeznie az impedanciakardiogram meredekségváltozásával.
A fent említettek alapján az emberi szív verőtérfogata az impedanciakardiogram deriváltja maximumával arányos. Az eljárás újdonsága a maximum meghatározásához szükséges alapvonal kijelölése a szív systolés működésétől függ, a systole alapján határozhatók meg a derivált azon pontjai, melyek a maximum alapvonalának kezdő és végpontját adják. (A systole kezdete a bal kamrai kiáramlás kezdete, azaz a semilunaris billentyűk nyitása, a systole vége pedig ezen billentyűk zárása.) Ez annak a felismerésnek a gyakorlati megoldását jelenti, mely szerint a verőtérfogat nem a deriváltgörbe matematikailag számított maximumával arányos, hanem a systole kezdő és végpontjától függ, vagyis az alapvonal az esetek nagy többségében nem vízszintes, hanem ferde.
A találmány szerinti eljárás gyakorlati megvalósítása az esetek nagy részében olyan eredményt szolgáltat, amely az elfogadott pontossági követelményeknek (átlagosnak tekinthető körülmények, átlagosnak tekinthető beteganyag esetében) megfelel. Jelen eljárás további előnye, hogy lehetőséget kínál az átlagostól eltérő esetek komoly részében is a verőtérfogat meghatározására.
A felismerés lényege az, hogy az emberi test szöveteinek az ellenállása, impedanciája, ebből következően az impedanciakardiogram változási sebességének maximuma függ az emberi test általános állapotától, a mellkas alakjától és formájától, a mellkast körülvevő szövetek zsírtartalmától, a mellkasban lévő víz menynyiségétől.
A mellkas mérete, formája, alakja a páciens testalkatának függvénye, az elterjedt terminológia szerint 3 antropemetriai csoportba (piknikus, atléta, leptozom) osztható. Az eljárás szerint tehát meg kell különböztetni az eltérő testalkatú pácienseket, és az eljárás első része alapján számítható verőtérfogatot a páciens testalkatának, valamint az ezzel kapcsolatban figyelembe veendő, de a páciensre csak egyedileg jellemző elhízásnak és alultápláltságnak megfelelően korrigálni kell. Ez a korrekció figyelembe veszi a páciens testsúlyát, magasságát, testfelszínét, alapellenállását, illetve ezen tényezők eltérését az átlagosnak tekinthető standard értékektől. Az elvárható standard értéknél nagyobb testsúly vagy nagyobb testfelszín esetén a korrekció növeli az eljárás első része alapján meghatározható verőtérfogat értéket, alacsony alapimpedancia esetén pedig csökkenti.
A testsúlykorrekció a standard értéktől felfelé való eltérés esetén egy meghatározott értékig testsúlykilogrammonként konstans értékkel, e szint felett egy következő szintig egy alacsonyabb konstans értékkel növeli a verőtérfogat értékét, a második szintet túllépve viszont már nem történik további korrekció.
A testfelszínkorrekció a standard értéktől felfelé való eltérés esetén a normál verőtérfogat akkora hányadával módosítja a verőtérfogatot, amekkora a testfelszín eltérése a standard értékű testfelszíntől. A testfelszín meghatározása a testsúly és a testmagasság segítségével történik.
Az alapellenállás korrekciója során a szabványos értéktől lefelé való eltérés esetén meghatározott sávokba (0-5 ohm, 5-10 ohm, 10-15 ohm, 15-20 ohm, 2025 ohm, 25- ohm) eső alapimpedanciával helyettesítjük az eredeti alapimpedanciát.
A találmány szerinti eljárást, annak alkalmazását és a találmány szerinti berendezést a mellékelt rajzon bemutatott kiviteli példák alapján ismertetjük részletesebben, ahol az la, lb ábra az elektródák elhelyezését mutatja be a beteg testén az alapimpedancia és az impedanciakardiogram méréséhez, az le ábra az elektrokardiogram felvételéhez szükséges elektródák és a phonokardiogram felvételéhez szükséges mikrofon elhelyezését ábrázolja, a
2. ábra a különböző kardiogramokat mutatja az idő függvényében a diagnosztikában alkalmazott szokásos jelölésekkel, a
HU 209 452 Β
3. ábra a találmány szerinti berendezés tömbvázlata, a
4. ábra a találmány szerinti berendezésnél alkalmazott oszcillátor egység felépítésének blokkvázlata, az
5. ábra a találmány szerinti berendezésnél alkalmazott impedancia csatorna felépítésének blokkvázlata, a
6. ábra a találmány szerinti berendezésnél alkalmazott ECG erősítő felépítésének blokkvázlata, és a
7. ábra a találmány szerinti berendezésnél alkalmazott fono csatorna felépítésének blokkvázlata.
A találmány szerinti eljárás fontos jellegzetessége, hogy a felhasznált elektródák egy részét speciális módon kell elhelyezni. Az alapimpedancia és az impedanciakardiogram méréséhez 8 db egyszer használatos elektróda szükséges. Ezekből kettő a nyak két oldalán a fül alatt, kettő a nyak és a törzs átmeneténél a két nyakgödörben, kettő a rekeszizom szintjében a törzs két oldalán, kettő pedig a hasfal oldalán van elhelyezve (la és lb ábra). A négy elektródapárból az alsó kettő pár távolsága cm-ben megadja a L elektródatávolságot. Az 1. c ábrán az elektrokardiogram regisztrálásához szükséges elektródák elhelyezése látható, valamint a phonokardiogramhoz szükséges M mikrofon helye.
A 2. ábra tetején az EKG, alatta a dz/dt majd pedig a dz, más néven IKG görbe látható. Az ábrán látható kijelölések az egyes görbék markáns pontjainak (minimum, maximum, incizúra, nullátmenet) megkeresésével, majd az egyik görbéből a másik görbére történő vetítésével határozhatók meg. (AO - aorta nyitás, AC aorta zárás, MC - mitrális zárás, MO - mitrális nyitás, LVET - bal kamrai ejekciós idő, PÉP - preejekciós periódus, IKG VET a találmány szerint meghatározott kamrai ejekciós idő).
A találmány szerinti berendezés tömb vázlata a 3. ábrán található, ahol 1 páciensre elektródákon keresztül 2 oszcillátor egység kimenete, valamint első 3 impedancia csatorna, második 4 impedancia csatorna, első 5ECG erősítő, második 6 ECG erősítő, harmadik 7 ECG erősítő és 8 fono csatorna bemenete csatlakozik. Az első és második 3, 4 impedancia csatorna A ICG egységet, az első, második és harmadik 5, 6, 7 ECG erősítő B ECG egységet, és a 8 fono csatorna C PCG egységet alkot. Az első 3 impedancia csatorna, a második 4 impedancia csatorna, az első 5 ECG erősítő, a második 6 ECG erősítő, a harmadik 7 ECG erősítő és a 8 fono csatorna kimenete 9 multiplexer bemenetére van vezetve, a 9 multiplexer kimenete 10 mintavevő tartó áramkör bemenetére, a 10 mintavevő tartó áramkör kimenete 11 A/D átalakító bemenetére, a 11 A/D átalakító kimenete 12 párhuzamos soros átalakító bemenetére, a 12 párhuzamos soros átalakító kimenete földfüggetlen 15 leválasztóra, a 15 leválasztó kimenete 17 jelformáló bemenetére, a 17 jelformáló kimenete 19 leválasztó fokozat bemenetére, a 19 leválasztó fokozat kimenete pedig 21 számítógéphez van csatlakoztatva. A berendezésben a 9 multiplexer, a 10 mintavevő tartó áramkör, a 11 A/D átalakító és a 12 párhuzamos soros áalakító vezérlésére 13 vezérlőegység van alkalmazva.
A tápellátást a 20 hálózatra csatlakozó 18 tápegység biztosítja. A földfüggetlen (lebegő) 14 tápegység transzformátorát 16 teljesítmény oszcillátor hajtja meg a 15 le választón keresztül.
Az impedancia mérés egy segédjellel történik, amit a 2 oszcillátor állít elő. A mérőáram az 1 páciensen keresztül folyik és a pillanatnyi impedanciájának megfelelő feszültséget hoz létre. Ez a jel kerül a 3 és 4 impedancia csatornák bemenetére, amelyek elvégzik a jel erősítését és előállítják az alapimpedanciával, valamint az impedancia változással arányos feszültségeket. A B ECG egység az 1 páciens szívének elektromos tevékenysége során létrejövő feszültségek feldolgozását végzi. Három - különböző pontok által meghatározott - potenciál különbségét lehet egyidejűleg mérni (pl. standard, Einthoven féle elvezetés: L, II., HL)
Az 1 páciens szívhangjának mérését a 8 fono csatorna végzi, amelynél a jelátalakítás egy szívhang M mikrofon segítségével történik.
Az A ICG egység, a B ECG egység és a C PCG egység által szolgáltatott jelek analóg 9 multiplexerre kerülnek, amely a 13 vezérlő egység által meghatározott ütemben egyik bemenetét kiválasztja és azt a 10 mintavevő tartó áramkör bemenetére kapcsolja. Az így mintavételezett jelet all A/D átalakító digitalizálja, majd innen a jel a 12 párhuzamos soros átalakítóba kerül. Ez utóbbi jelét viszi át a lebegő 15 leválasztó egység a nem földfüggetlen részre optikai csatolók segítségével. Ebben az egységben található még a lebegő rész tápleválasztása is, amely a lebegő 14 tápegység meghajtását biztosítja. Ez a 14 tápegység látja el stabilizált feszültségekkel a lebegő rész összes elemét. A lebegő leválasztáson átjutott jel a 17 jelformálóba kerül, ahonnan egy újabb 19 leválasztón keresztüljut a 21 számítógépbe. Az optikai leválasztásra a páciens védelme miatt van szükség összhangban az IEC 601-es szabvánnyal. Az előbbi szabvány értelmében szükség van egy leválasztott tápegységre is, amely lényegében egy DC/DC konverter a kívánt átütési szilárdsággal. A kellő átütési szilárdságot megfelelően megválasztott transzformátor biztosítja.
A tömbvázlaton található néhány részegység bővebb leírása a jobb érthetőség szempontjából a továbbiakban kerül részletezésre.
A 4. ábra szerinti 22 oszcillátor által előállított 100 kHz körüli jelet egy 23 erősítő fokozat max. 6 mAes effektív értékű áramjellé alakítja, amely 24 leválasztó fokozaton (transzformátoron) keresztül kerül az elektródákra, illetve a páciens mellkasára. A 22 oszcillátor kimeneti amplitúdójának és frekvenciájának állandó értéken tartásáról valamint a hőmérséklet kompenzálásáról egy visszacsatolás, a 25 kompenzáló fokozat gondoskodik.
A készülékben található impedancia csatornák (5. ábra) azonos felépítésűek. Az impedancia csatornák mindegyike egymással sorbakapcsolt 26 bemeneti fokozatot, 27 felüláteresztő szűrőt, 28 demodulátort, 29 erősítő fokozatot, 30 aluláteresztő szűrőt és 31 differenciáló fokozatot tartalmaz. A 26 bemeneti fokozat
HU 209 452 Β által felerősített kimeneti jel a 27 felüláteresztő szűrőre kerül, amelynek alsó határfrekvenciája 1,6 kHz és a zavaró alacsony frekvenciás komponenseket szűri ki. A 28 demodulátor a 100 kHz-es vivő jeleket választja le, míg a 29 erősítő fokozat 10 V-os feszültségtartományba konvertálja az impedancia jelet, amely a 30 aluláteresztő szűrőn keresztül mint Z alapimpedancia, illetve a 31 differenciáló tagon keresztül - ami egy 0,2 Hz-es határfrekvenciájú felüláteresztő szűrő - mint dZ impedancia változás kerül a multiplexer bemenetére.
Az eljáráshoz szükséges EKG görbék felvételéhez a készülék három egyforma felépítésű ECG csatornát tartalmaz (6. ábra), amelyek mindegyike egymással sorbakapcsolt 32 bemeneti fokozattal, 33 bemeneti erősítővel, 34 aluláteresztő szűrővel, 35 felüláteresztő szűrővel, 36 erősítő fokozattal és 37 sávszűrővel rendelkezik. A 32 bemeneti fokozat az elektródákat illeszti a nagy CMR-rel (közös módusú jelelnyomási tényezővel) rendelkező 33 bemeneti erősítő számára, ami a zavaró jelek nagy részét kiszűri. Az így felerősített jelek előbb egy 100 Hz-es határfrekvenciájú 34 aluláteresztő, majd egy 0,5 Hz-es határfrekvenciájú 35 felüláteresztő szűrőre kerülnek. Újabb erősítés után a 37 sávszűrő végzi a jelben még esetleg jelenlévő 50 Hz-es zavaró jelek elnyomását.
A fono csatornák mindegyike egymással sorbakapcsolt 38 bemeneti erősítőből, 39 aluláteresztő szűrőből és 40 felüláteresztő szűrőből van kialakítva (7. ábra). Mivel a találmány szerinti eljárásnál a szívciklus systole időtartamának szívhangjait dolgozzuk fel, ez meghatározza a fono erősítő átviteli karakterisztikáját, vagyis az 1. és 2. szívhangokra jellemző frekvencia komponenseket emeli ki. A fono csatornák a piezo M mikrofonról érkező hangfrekvenciás jelek a 38 bemeneti erősítőn keresztül előbb a 3,34 kHz határfrekvenciájú 39 aluláteresztő szűrőre, majd az 5 Hz határfrekvenciájú 40 felüláteresztő szűrőre kerülnek, melynek során a feldolgozás szempontjából felesleges komponensek leválasztása megtörténik.
A találmány természetesen nem korlátozódik a rajzok alapján itt bemutatott kiviteli példákra. Szakember számára nyilvánvaló, hogy a találmányi gondolat számos olyan változata alakítható ki, amelyek az igényelt oltalmi körbe tartoznak. A találmány szerinti berendezés egyik lehetséges változatában professzionális személyi számítógéppel összekapcsolva a számítógép nyújtotta összes szolgáltatás kihasználható (a mérési eredmények tárolhatók, később újra feldolgozhatok, különböző statisztikák készíthetők, stb.). Egy egyszerűbb formájában egy célszámítógéppel egybeépítve is kialakíthatók a berendezés (kompakt IKG készülék egy dobozban, néhány LED kijelzővel). Ekkor csak néhány adat kerül kijelzésre, az előbb említett lehetőségek nem állnak rendelkezésre. Mindkét változat összekapcsolható automatikus vérnyomásmérővel, és az így kialakított készülék alkalmassá válik automatikus terheléses vizsgálatok végzésére, betegek állapotának hosszú idejű, automatikus követésére. Egy másik megvalósítási formában a készülék a légzés által okozott változást más módon is kompenzálni tudja. A mellkas elmozdulása mechanikus úton, speciális érzékelőkkel mérhető, ha ezt az elmozdulás értéket az impedanciakardiográf számítógépe megkapja, a légzés által okozott változások korrigálása is megváltoztatható.
Az általunk ismertetett mérőrendszer non-invazív módon, fájdalommentesen és teljesen veszélytelenül határozza meg a legalapvetőbb haemodinamikai paramétereket. A mérési módszer nem igényel különösebb feltételeket, egyszerű rendelőintézetekben is elvégezhető. A haemodinamikai paraméterek meghatározására néhány másodperces mérés is elegendő, és a vizsgálat előkészítése is csak néhány perc. A vizsgálat - miután teljesen veszélytelen - tetszőleges számban megismételhető, akár rögtön egymás után is. A berendezés gyakorlatilag valamennyi szükséges alkalmazási területen használható. Ezek közül néhány fontosabb:
- terheléses vizsgálatok,
- kritikus keringési állapotok vizsgálata,
- postoperatív betegek ellenőrzése,
- rehabilitáció,
- klinikafarmakológia,
- sportolók ellenőrzése.
A paraméterek meghatározása a bioimpedancia változásának mérésén alapszik. Az általunk kidolgozott módszer automatikusan értékeli ki az impedancia görbét, korrigálva a jel valamennyi biológiai okokra viszszavezethető, szélsőséges torzulását. Az eljárás során szétválasztjuk a mérési artefaktumokat a hasznos jeltől, azonosítjuk az egyes betegségcsoportokra jellemző jeltorzulásokat. A szükséges korrekció elvégzése után kitűzzük a jellegzetes pontokat, majd ezek alapján meghatározzuk a paraméterek numerikus értékeit.
Scope of the description: 12 pages (including 5 sheets)
HD D-DJ
EN 209 452 B
HU 209 452 Β, and finally the haemodynamic characteristics that may be required, such as the CO minute volume, the Cl minute volume index, the SV arterial volume, the SVI rate of the volume, the HR pulse rate, the SVR peripheral resistance, the LVSRI contractility, the index, the PEP pre-injection period, the PEPI pre-injection period index, the VET systole duration, the VETI systolic duration index, the QS2 electromechanical systole duration, and the electromechanical systolic duration index QS2I are known in the known manner.
In the apparatus according to the invention, the sampling multiplexer (9) input of the ECG unit (B), the PCG unit (C) and the ICG unit (A), the sampler sampling circuit controlled by the control unit (13) controlled by the multiplexer output (10) ), Is connected to the A / D converter (11) and parallel serial converter (12), and the parallel serial converter (12) is connected to the computer via an optical separator (15) via a signal generator (17) and a second separator (19) (21). connected.
The present invention relates to a method for determining the haemodynamic properties of a human heart by applying the impedance, electro, and phonocardograms to the patient by means of electrodes arranged appropriately, and determining the time curve of the basal impedance of the chest, using the ECG R wave as a continuous wave. While the cardiac cycles are strongly different from physiologically acceptable values, the phonocardiogram curve is the second so-called S2 sound that occurs within a certain time after the peak E of the ECG, and then the impedance cardiogram is evaluated, and the heart rate of the heart as the impedance cardiogram is evaluated. The amount of the differential ratio of the degree of the differential degree is determined.
In another aspect, the present invention provides an apparatus for determining the hemodynamic properties of a human heart, which is comprised of an oscillator coupled to a patient, an electrocardiograph (ECG), a phonocardiogram (PCG unit), an impedance cardiogram (ICG unit), and a computer (evaluation) evaluating the measurement results.
The measurement and determination of the hemodynamic characteristics of the human heart (minute volume, bladder volume, etc.) are possible by three fundamentally different methods: invasive, semi-invasive and non-invasive.
The most abundant of these are invasive methods, where the measurement is performed with the help of a catheter inserted into the heart. The methods built for such interventions (Fick, thermodilution) are accurate, but dangerous and expensive, so they can only be used in severe cases.
In the case of invasive procedures, an indicator (eg cold physiological saline, dye, isotope) is injected intravenously into the patient's blood, and then the indicator's expansion is measured. The expansion of the indicator can be plotted against time, from which diagnostic conclusions can be drawn. The expansion of indicator dilution procedures is the Fick method, in which the amount of oxygen consumed by the patient must be accurately measured by collecting and analyzing the exhaled air. The above-mentioned parameters can be inferred from the expansion of the indicator and the use of oxygen. The disadvantage of these procedures is that the patient is not completely harmless, complicated, requires medical assistance and requires a sterile environment.
Semi-invasive methods, where the measurement can be carried out with the help of the contrast or radiant material introduced into the circulation, can be used more widely, but are also dangerous and the number of applications is limited.
It is often necessary to know the haemodynamic parameters in cases where the use of invasive or semi-invasive methods is excluded, in such cases (eg healthy people, athletes) only non-invasive methods may be considered. Currently, only the echocardiographic device is suitable for non-invasive measurement of haemodynamic parameters, but this device is not intended for this purpose, therefore the measurement is relatively difficult, inaccurate, not suitable for load testing and expensive. For these reasons, echocardiographs cannot be used in clinics and in daily practice.
Echocardiography is a non-invasive method, an ultrasound reflection-based imaging method. Ultrasound is the so-called human body. its acoustic interfaces are reflected, this can be detected, and so the movement of these acoustic interfaces can be represented and displayed on the screen. The method is also suitable for measuring hemodynamic parameters. The disadvantage is that the device is very expensive, its handling is too complicated.
The impedance cardiography alone is also a known non-invasive method, the principle being summarized below. The resistance and impedance of liquids circulating in the human body is different from the impedance of the body tissues surrounding them. Consequently, impedance of a part of the body changes as a result of the flow of body fluids, and this change in impedance can be measured.
It has long been known that the parameters can be calculated from the impedance curve taken from the chest impedance and its derivative. Different methods have been developed to define them. The disadvantage of these methods is that recognizing and defining the characteristic points of the heart cycle is a complicated editorial task, measured only under optimal conditions, healthy
EN 209 452 Β for people with resting curves, with the required accuracy of ± 10%.
Examples of such procedures are, for example, Appel PL, Η. B. Kram, J Mackavee, et al. Comparison of measurement of cardiac output by bioimpedance and thermodilution in severaly or surgical patients. (Critical Care Medicine, pp. 933-935, 1986), Bemstein DP Continuous Non-invasive Real Live Monitosizing of Stroke Volume and Cardiac Output by Critical Care Medicine (Critical Care Medicine, pp. 898-901, 1986), and Paterson RP: Fundamentals of impedance Cardiography, IEEE Engineering in Medicine and Biology Magazine, 1989, p. 35-38.)
Such non-invasive procedures include, e.g. it is also a Bomed NCCOM type 3 instrument, but has the disadvantage of being able to control only healthy people (eg astronauts). It does not provide good results in the case of various diseases.
It is therefore an object of the present invention to provide a method of measuring the determination of the haemodynamic parameters characteristic of a patient by means of a computer, by eliminating the disadvantages, complexity and interference of the procedures listed above for the patient.
The method of the present invention is concerned with the change in blood flow to the chest impedance and the haemodynamic parameters that can be determined on this basis.
The object of the invention is achieved by a method in which, when recording an impedance cardiogram, the impedance cardiogram curve is corrected in accordance with a curve described by a third degree polynomial in accordance with the change caused by the respiration, and then forming a constant curve of the corrected curve to determine the maximum of the derivative curve. - optionally, using an inclined line relative to the time axis as a base line, baseline impedance is adjusted to take into account the position of the patient based on grading into anthropometric groups and finally, the known values are determined by the known values.
In order to achieve the object of the invention and to implement the method according to the invention, an apparatus is proposed in which the output of the multiplexer of the electrocardiograph, the phonocardiography and the impedance cardiograph output, the output of the multiplexer is to the controller controlled, sequentially coupled sampling holder, A / D converter and parallel serial converter. is connected, and the parallel serial converter is connected to the computer via an optical separator and a signal generator.
A device suitable for the practical implementation of the method measures the impedance, electro, and phonocardiogram, and the chest impedance. Based on these four registered signals, the heart volume of the heart, the amount of blood ejected by the heart during a blow, the heart rate, various systolic time intervals, and diagnostic help can be determined for the physician treating the device.
The essence of the first part of the process is that the two points of the impedance cardogram can be defined more precisely by the methods known so far. A known method (Kubicek formula) can be used to calculate a stroke volume as a starting point.
Cubes formula:
SV = cons L 2 y Iv / dt I max / ZO 2
An advantage of the method according to the invention is that it corrects the calculated artery volume in a new way different from the presently known methods, thus better approximating it to the actual value.
After recording and storing electrical signals, curves, the first task is to separate the noise from the signals during the measurements, and to digitally filter the signals. This must be done for all four curves (ECG, IKG, Phono, basic impedance). Then, the heart cycles should be determined by detecting the ECG QRS complexes. An ECG Q wave can be considered as the beginning of a heart cycle. The advantage of this method is that the ECG QRS complex and possible pacemaker pulses can be distinguished on the basis of the average ECG slope change over the measured time interval. This is important because the ECG R wave acts as a trigger for the process, so the confusion of a pacemaker pulse on the EC wave R is an incorrect heart cycle start.
The difference based on the slope change is based on the fact that the slope of the falling edge of the QRS complexes is less than the rising edge of the pacemaker pulses.
Finding additional ECG characteristic points (ECG S wave, ECG T wave) is performed after searching for Q and R wave. An important feature of the procedure is that because of the off-line evaluation method, cardiac loops that are too different from the measured mean and physiologically acceptable values can be omitted from the calculations, thus increasing the accuracy of the procedure.
The other auxiliary curve of the procedure is the phonocardiogram, which also provides important help. The phonocardiogram is a second, so-called, Finding the voice of S2 in some cases is a serious problem for a qualified clinician, although the role of this voice is very high, as it indicates the end of blood outflow from the heart. An important feature of this process is that if you do not find an S2 sound with acceptable characteristics at a location corresponding to the physiological limits,
20 then treating these limits flexibly (by recognizing that the heart's performance may differ significantly from what is expected for a short period of time), determining new boundaries, and stricter characteristics than the aforementioned physiological characteristics, can increase the accuracy of the S2 voice determination. The physiological limitations of the sound of S2 are as follows: within a certain time after the peak of ECG R, its amplitude must be greater than the amplitude of the environment in its defined environment, in the same environment the slope change must be greater than the other appropriate environments (environments associated with other ECG R peaks) half of the average slope change.
The implementation of the method is a device developed after searching the auxiliary points defined on the auxiliary curves to evaluate the impedance cardogram. The performance of the human heart besides several other things (eg electrode distance, basic impedance, left ventricular ejection time) is proportional to the rate of change in the impedance cardiogram, this should be precisely defined. This fact is made difficult by the actual measurements that the patient's breathing has a very strong influence on the form of the impedance cardiogram, thus, of course, the rate of change of the curve.
The method according to the invention also provides a solution to this problem, ui. it is based on the recognition that the change caused by the breath can be determined with the correct accuracy of the measured impedance curve so that the information content of the impedance curve is not significantly reduced during the reduction. The essence of the reduction is that the change caused by the breathing can be modeled with a curve whose derivative is continuous, that is, the modeling curve can be approximated with a 3 degree polynomial. The curve to fit the respiratory change must be determined by passing the matching curve from the pre-selected points of the impedance cardiogram to the heart cycle (these are located at the beginning of the heart cycles and in the middle of the heart cycles), and the slope change of the matching curve at these selected points should be the same. change of impedance cardiogram.
Based on the above, the human heart's arterial volume is proportional to the maximum of the impedance cardiogram derivative. The novelty of the process is the selection of the baseline required to determine the maximum, depending on the systolic function of the heart, and the points of the derivative that give the starting and end points of the maximum baseline can be determined on the basis of the systole. (The beginning of the systole is the beginning of the left ventricular outflow, that is, the opening of the semilunar keys, and the end of the systole is the closing of these keys.) This is the practical solution of the recognition that the artery volume is not proportional to the mathematically calculated maximum of the derivative curve and depends on its endpoint, that is, the base line is not horizontal in most cases, but oblique.
In most cases, the practice of the method according to the invention provides results that meet the accepted accuracy requirements (average conditions, average patient). Another advantage of this process is that it offers the possibility to determine the range of stroke volume in a large part of the average.
The essence of recognition is that the resistance and impedance of the tissues of the human body, and consequently the maximum rate of change in the impedance cardiogram, depend on the general condition of the human body, the shape and shape of the chest, the fat content of the tissues surrounding the chest, and the amount of water in the chest.
The size, shape, shape of the chest is a function of the patient's physique, and can be divided into 3 anthropometric groups (picnic, athlete, flutter) according to the common terminology. Thus, according to the method, it is necessary to distinguish between patients with different physiology and the arterial volume calculated on the basis of the first part of the procedure, according to the patient's physique, as well as the obesity and malnutrition that is specific to the patient. This correction takes into account the patient's weight, height, body surface, basic resistance, and the deviation of these factors from the standard values considered average. For a body weight greater than the expected standard or a larger body surface, the correction will increase the value of the blade volume that can be determined based on the first part of the procedure, and reduce it for low basic impedance.
The body weight correction increases the value of the bladder volume by a constant value up to a certain value up to a certain value up to a certain value above a standard value, but beyond the second level no further correction is made.
The body surface correction in the case of a deviation from the standard value increases the spindle volume by a proportion of the normal span volume as the body surface deviation from the standard body surface. The body surface is determined by body weight and height.
In the correction of the basic resistance, the basic basic impedance is replaced by the basic impedance in the defined bands (0-5 ohm, 5-10 ohm, 10-15 ohm, 15-20 ohm, 2025 ohm, 25- ohm) in case of deviation from the standard value.
The method of the invention, its use and the apparatus according to the invention will be described in more detail with reference to the embodiments shown in the accompanying drawings, in which: Fig. 1a, 1b shows the placement of electrodes on the patient's body for the measurement of basic impedance and impedance cardiogram; depicts the placement of electrodes and the microphone needed to record the phonocardiogram, a
Figure 2 shows various cardiograms as a function of time with the usual markings used in diagnostics, a
EN 209 452
Figure 3 is a block diagram of an apparatus according to the invention, a
Figure 4 is a block diagram of the structure of the oscillator unit used in the apparatus of the invention
Figure 5 is a block diagram of the construction of an impedance channel used in the apparatus of the invention, a
Figure 6 is a block diagram of the ECG amplifier structure used in the apparatus of the present invention, and a
Fig. 7 is a block diagram of the structure of the background channel used in the apparatus according to the invention.
An important feature of the method according to the invention is that a part of the electrodes used must be placed in a special way. 8 single-use electrodes are required for basic impedance and impedance cardiogram measurements. Two of these are located on the two sides of the neck under the ear, two at the neck and trunk transition in the two neck pits, two at the diaphragm level on both sides of the trunk, and two on the abdominal wall (Figs. 1a and 1b). From the four electrode pairs, the distance between the two pairs in cm indicates the electrode distance L. Figure 1c shows the location of the electrodes required for electrocardiogram registration and the location of the microphone M required for the phonocardiogram.
Figure 2 shows the ECG at the top, followed by the dz / dt and dz, also called IKG. The selections shown in the figure can be determined by finding the significant points (minimum, maximum, incision, zero-pass) of each curve and then projecting it from one curve to another curve. (AO - aortic opening, AC aortic closure, MC - mitral closure, MO - mitral opening, LVET - left ventricular ejection time, PEC - pre - injection period, IKG VET is the ventricular ejection time determined according to the invention).
An array of apparatus according to the invention is shown in Figure 3, where the output of 2 oscillator units via electrodes to a patient 1, the first 3 impedance channels, the second 4 impedance channels, the first 5ECG amplifier, the second 6 ECG amplifiers, the third 7 ECG amplifiers, and the 8-channel channel. input is connected. The first and second impedance channels 3, 4 comprise the ICG unit, the first, second and third ECG amplifier B ECG units 5, 6, 7, and the 8-channel channel C PCG units. The first 3 impedance channels, the second impedance channel 4, the first ECG 5 amplifier, the second ECG amplifier 6, the third ECG amplifier 7, and the output of the 8-channel channel 9 are multiplexed, the output of the multiplexer 9 to the input circuit 10 of the sampling holder , the output of sampling probe circuit 10 for input 11 of A / D converter 11, output of A / D converter 11 to parallel serial converter input 12, parallel output of 12 parallel converter to earth isolator 15, isolator 17 of output of isolator 15, output of signal transformer 17 and the output of the isolation stage 19 is connected to a computer 21. In the apparatus, a control unit 13 is used to control the multiplexer 9, the sampling holder circuit 10, the A / D converter 11, and the parallel serial converter 12.
The power supply is provided by the power supply 18 connected to the network. The earth-independent (floating) power supply transformer 14 is driven by a 16-power oscillator through the 15-selector.
The impedance is measured with an auxiliary signal produced by the oscillator 2. The measuring current flows through the patient 1 and generates a voltage corresponding to its current impedance. This signal is applied to the inputs of the impedance channels 3 and 4, which perform signal amplification and produce voltages proportional to the basic impedance and the impedance change. The ECG AB performs the processing of tensions generated during the electrical activity of the heart of the patient. The difference between three potentials, determined by different points, can be measured simultaneously (eg standard, Einthoven's lead: L, II, HL)
The patient's heart rate measurement is performed by the 8-channel channel, where the signal conversion is performed by a heart rate M microphone.
The signals provided by the ICG unit A, the ECG unit B and the PCG unit C are applied to an analog multiplexer 9 which selects one of its inputs at the rate determined by the control unit 13 and connects it to the input of the sampling holder circuit 10. The sampled signal is digitized by an A / D converter, and then the signal is transferred to the 12 parallel serial converter. The signal of the latter is carried by the floating separating unit 15 to the non-land independent part by means of optical couplers. In this unit, there is also the feeding of the floating part, which provides the drive of the floating power supply 14. This power supply 14 supplies all elements of the floating part with stabilized voltages. The signal that has passed through the floating isolation is transferred to the signal formator 17, from which it passes into the computer 21 by a further 19 separators. Optical separation is required for patient protection in accordance with IEC 601. In accordance with the foregoing standard, a separate power supply is required, which is essentially a DC / DC converter with the desired impact strength. The correct impact strength is provided by a properly selected transformer.
A more detailed description of some of the components in the block diagram will be described in greater detail below.
A signal of about 100 kHz generated by the oscillator 22 of FIG. It transforms into a 6 mAes effective current signal that passes through electrodes and patient chest through 24 isolation stages (transformers). The constant amplitude and frequency of the oscillator 22, as well as the compensation of the temperature, are provided by a feedback, the compensating stage 25.
The impedance channels in the device (Figure 5) have the same structure. Each of the impedance channels comprises intermittent input stages 26, a high pass filter 27, a demodulator 28, a amplifier stage 29, a low pass filter 30, and a differentiating stage 31. Input stage 26
EN 209 452 Β the output signal is transferred to the high-pass filter 27, the lower limit frequency of which is 1.6 kHz and the interfering low frequency components are filtered. The demodulator 28 separates the 100 kHz carrier signals, while the amplifier stage 29 converts the impedance signal to a 10 V voltage range through the low pass filter 30 as the basic impedance Z and the differentiating member 31, which is 0.2. High Frequency Faster Hz Hz - as a dZ impedance change to the multiplexer input.
In order to record the ECG curves required for the process, the device comprises three ECG channels of the same construction (Figure 6), each having an in-step input 32, an input amplifier 33, a low-pass filter 34, a high-pass filter 35, a amplifier 36, and a band filter 37. The input stage 32 fits the electrodes to the input amplifier 33 having a high CMR (common mode signal pressure factor), which filters most of the interfering signals. The signals thus amplified are first applied to a low pass filter at a frequency of 100 Hz and then to a high pass filter 35 at a frequency of 0.5 Hz. After further amplification, the band filter 37 suppresses the 50 Hz interfering signals that may still be present in the signal.
Each of the background channels is formed by an in-line amplifier 38, a low pass filter 39, and a permeable filter 40 (Figure 7). Since the method of the present invention is to process the heart sounds of the systole duration of the heart cycle, it determines the transmission characteristic of the background amplifier, i.e., highlights the frequency components characteristic of the heart sounds 1 and 2. The background signals from the piezo M microphone through the input amplifier 38 first pass to the low pass filter 39 at the 3,34 kHz boundary frequency and then to the high pass filter 40 at the 5 Hz frequency, during which the components unnecessary for processing are removed.
The invention is, of course, not limited to the examples illustrated herein. It will be appreciated by those skilled in the art that a number of variations of the invention that fall within the scope of the claimed invention can be made. In one embodiment of the device according to the invention, all the services provided by the computer can be exploited in conjunction with a professional personal computer (the measurement results can be stored, later processed, different statistics can be produced, etc.). In a simpler form, the device can be integrated with a target computer (compact IKG in a box with some LED displays). Only a few data are displayed, and the above options are not available. Both versions can be combined with an automatic blood pressure monitor, and the device thus developed becomes capable of carrying out automatic load tests, long-term, automatic tracking of the patient's condition. In another embodiment, the device can compensate for the change caused by breathing in other ways. The displacement of the chest can be measured mechanically with special sensors if this displacement value is received by the computer of the impedance cardiogram, the correction of the changes caused by the breathing can also be changed.
The measurement system we describe determines the most basic haemodynamic parameters in a non-invasive, painless and completely harmless manner. The measurement method does not require special conditions, it can be done in simple clinics. A few seconds of measurement is sufficient to determine the haemodynamic parameters and the preparation of the test is only a few minutes. The test can be repeated in an arbitrary number after it is completely harmless, even immediately afterwards. The device can be used in practically all required applications. Some of these are:
- load tests,
- examination of critical circulatory states,
- monitoring of postoperative patients,
- rehabilitation,
- clinical pharmacology,
- Checking athletes.
The determination of the parameters is based on the measurement of the change of bioimpedance. The method we have developed automatically evaluates the impedance curve, correcting the extreme distortion of the signal that can be derived for all biological reasons. In the process, we separate the measurement artefacts from the useful signal, identify the signal distortions characteristic of each disease group. After making the necessary correction, set the characteristic points and then determine the numerical values of the parameters.
Claims (6)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| HU261590A HU209452B (en) | 1990-04-27 | 1990-04-27 | Method and apparatus for determining the haemodynamic features of human heart |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| HU261590A HU209452B (en) | 1990-04-27 | 1990-04-27 | Method and apparatus for determining the haemodynamic features of human heart |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| HU902615D0 HU902615D0 (en) | 1990-09-28 |
| HUT57028A HUT57028A (en) | 1991-11-28 |
| HU209452B true HU209452B (en) | 1994-06-28 |
Family
ID=10960279
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| HU261590A HU209452B (en) | 1990-04-27 | 1990-04-27 | Method and apparatus for determining the haemodynamic features of human heart |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| HU (1) | HU209452B (en) |
-
1990
- 1990-04-27 HU HU261590A patent/HU209452B/en not_active IP Right Cessation
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| HU902615D0 (en) | 1990-09-28 |
| HUT57028A (en) | 1991-11-28 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CA2294998C (en) | Noninvasive monitoring of cardiac performance | |
| US6186955B1 (en) | Noninvasive continuous cardiac output monitor | |
| US5685316A (en) | Non-invasive monitoring of hemodynamic parameters using impedance cardiography | |
| US5535753A (en) | Apparatus and methods for the noninvasive measurement of cardiovascular system parameters | |
| US8591428B2 (en) | Method and apparatus for measuring blood volume | |
| Smith et al. | Application of impedance cardiography to study of postural stress | |
| US8414498B2 (en) | System, method and apparatus for measuring blood flow and blood volume | |
| US8388545B2 (en) | System, method and apparatus for measuring blood flow and blood volume | |
| EP0564492B1 (en) | Vascular impedance measurement instrument | |
| US5469859A (en) | Non-invasive method and device for collecting measurements representing body activity and determining cardiorespiratory parameters of the human body based upon the measurements collected | |
| US7527599B2 (en) | Method of determining cardiac indicators | |
| US20120071767A1 (en) | Pulmonary artery pressure estimator | |
| US20060247543A1 (en) | High resoution bio-impedance device | |
| JPH0614891A (en) | Continuous non-invasion blood pressure monitoring method and apparatus | |
| EP1348373A1 (en) | Arteriosclerosis inspecting apparatus | |
| CN111493855B (en) | System and method for non-invasive measurement of individualized cardiac output | |
| HU209452B (en) | Method and apparatus for determining the haemodynamic features of human heart | |
| WO2005089056A2 (en) | Device and method for measuring cardiac function | |
| KR20200129951A (en) | Cardiac disease diagnosis system using the relationship between heart sound and spectrogram of heart sound and electrocardiogram | |
| RU2088142C1 (en) | Method to determine basic functional factors of left ventricle | |
| Arpaia et al. | A real-time non-invasive system monitoring haemodynamic parameters in critical conditions by peripheral blood pressure wave analysis | |
| AU2008264234A1 (en) | High resolution bio-impedance device |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| HPC4 | Succession in title of patentee |
Owner name: ASKIT KFT., HU |
|
| HMM4 | Cancellation of final prot. due to non-payment of fee |