NL8004894A - Ademhalingsmonitor met cardio-vasculaire artifact-detectie. - Google Patents

Description

- 1 - * ¢. *

Ademhalingsmonitor met cardio-vasculaire artifact-detectie.

Op het gebied van de medische elektronica bestaat er een ononderbroken behoefte naar meer betrouwbare metingen van het ademhalingstempo van een mens. De uitvinding voorziet nu in een middel voor het betrouwbaar 5 meten van de menselijke ademhaling. Dit middel bewaakt en verwerkt de verandering in borstimpedantie voor het verschaffen van een ademhalingssnelheidinformatie. Deze monitor omvat schakelingen om te voorkomen, dat de hart-werkzaamheid van een patiënt wordt gerekend als adem-10 halingsactiviteit, en dat een apnea-teller of iets dergelijks foutief wordt teruggesteld.

Monitors van deze soort bewaken de ademhalings-frequentie van een patiënt, registreren de ademhalings-kromme, en geven onregelmatigheden in de ademhaling aan, 15 zoals apnea. Impedantievariaties in het borstkasgebied, veroorzaakt door ademhalingsactiviteit, worden verduisterd door interfererende invloeden, die primair worden geïntroduceerd door de hartactiviteit. Deze interferentie wordt gewoonlijk aangeduid als cardio-vasculaire artifact, 20 hierna verder aan te duiden als CVA. Zowel de ademhalingsactiviteit als de hartactiviteit resulteren in een periodieke verandering van de thoraximpedantie. De amplitude-variatie, veroorzaakt door de hartactiviteit, is echter aanzienlijk kleiner dan de variatie, veroorzaakt door 25 ademen, en de hartslag is gewoonlijk hoger in frequentie dan de ademhaling.

Teneinde verstoringen te onderdrukken, voeden sommige bekende monitors de elektrische signalen, verkregen door een variatie van de thoraximpantie, naar een 30 trekkerschakeling, die alleen dan een uitgangssignaal afgeeft, wanneer de amplitude van het toegevoerde ingangssignaal een vastgestelde drempelwaarde overschrijdt.

Deze drempelwaarde is met de hand instelbaar en zodanig gekozen, dat deze lager is dan de amplitude van de 35 signalen, voortgebracht door de ademhalingsactiviteit, en zodanig, dat zij hoger is dan de amplitude van de OAlUDOi - 2 - signalen, veroorzaakt door de hartactiviteit. Een nadeel van dit type ademhalingsmonitor is, dat de drempelwaarde veelvuldig moet worden bijgesteld, omdat de amplitudes van de ademhalingssignalen niet alleen van patiënt tot patiënt 5 verschillen, maar ook bij dezelfde patiënt verschillen over een uitgestrekte tijdsperiode. Een andere moeilijkheid is, dat de drempelwaarde niet nauwkeurig kan worden ingesteld, aangezien de periodieke impedantievariaties als gevolg van de .hartactiviteit gewoonlijk worden overschreden 10 door die, veroorzaakt door de ademhalingsactiviteit.

Teneinde een dergelijke met de hand bijstelling van de trekkerdrempel te vermijden, is er een ander bekend type ademhalingsmonitor, dat is uitgerust met een trekker-niveaubesturing. Deze besturing stelt op automatische wijze 15 de drempelwaarde in op een bepaald gedeelte, bijv. tweederde, van de feitelijke amplitude van het ademhalings-signaal. Deze bijstelling vindt plaats met een zekere vertraging, zodat deze primair wordt beïnvloed door de ademhalingssignalen met een hoge frequentie, terwijl het 20 niet de neiging heeft te worden beïnvloed door interfererende signalen, die optreden tussen deze signalen van hoge amplitude.

Verder wordt er een ondergrens verschaft voor de drempelwaarde, die hoger is dan de laagste amplitudes van 25 de ademhalingssignalen. Deze ondergrens dient evenwel hoger te zijn dan de hoogst mogelijke amplitude van de hartslag-signalen. In de praktijk kunnen deze twee vereisten niet gelijktijdig worden vervult, aangezien de amplitude van de ademhalingssignalen gelijk of kleiner kan zijn dan die 30 van de signalen, ingevoerd door de hartactiviteit. Indien de ondergrens van de drempelwaarde zo hoog gemaakt is, dat deze boven de amplitude van de hartsignalen uitkomt in alle gevallen, kan het geval zich voordoen, dat de ademhalingsmonitor niet reageert op zwakke ademhalings-35 signalen. Indien de ondergrens voor de drempelwaarde voldoende laag is voor zwakke ademhalingssignalen kan de automatische bijregeling tekortschieten, indien apnea optreedt, of indien de amplitude van de ademhalingssignalen niet merkbaar hoger is dan die van de hartsignalen. In deze 40 gevallen zal men een drempelwaarde krijgen, die een lagere 8004894 - 3 - * 4 amplitude heeft dan de hartsignalen. Als gevolg zal de trekkerschakeling uitgangssignalen geven, die worden veroorzaakt door de hartactiviteit, en welke bijgevolg zullen resulteren in een onjuiste aangifte van de adem-5 halingsactiviteit.

Volgens de uitvinding worden ademhalingssignalen, verkregen van een impedantiepneumograaf, toegevoerd aan een golfvormverwerkingsketen, die die gedeelten van de ademhalingssignalen accentueert, die een bepaalde snelle 10 afname in impedantie hebben. In ademhalingssignalen van deze soort produceert de cardio-vasculaire activiteit gewoonlijk een herhalende snelle afname in impedantie.

De ademhalingssignalen worden eerst gedifferentieerd en gefilterd teneinde hellingen te accentueren, die een 15 bepaalde negatieve graad van impedantieverandering hebben, hierna aan te duiden als een -dz/dt. CVA verschijnt als een negatief gaande helling in de ademhalingssignalen, onmiddellijk volgende op het QRS-complex van het ECG-signaal van de patiënt. Daarom wordt een machtigings-(enabling)-20 signaal gegenereerd na de detectie van elk QRS-complex.

Dit signaal machtigt een vergelijkingsketen, en indien een ademhalingssignaal een neergaande wending vertoont gedurende de tijdsduur van het machtigingssignaal, brengt de vergelijkingsketen een puls voort. Deze puls wordt 25 geteld door een teller, die wordt teruggesteld, indien er een machtigingssignaal optreedt zonder de coïncidentie van een CVA. Wanneer er vier opeenvolgende malen een CVA is gedetecteerd, wordt de ademhalingsdetectieschakeling van de monitor geblokkeerd. Dit voorkomt, dat de CVA 30 wordt geteld als ademhaling, en voorkomt verder, dat een apnea-timer foutief wordt teruggesteld.

Het is derhalve een doel van de uitvinding om een betrouwbare impedantiepneumograaf te verschaffen.

Het is een ander doel van de uitvinding om een 35 middel te verschaffen voor het nauwkeurig detecteren van CVA in ademhalingssignalen.

Het is een verder doel van de uitvinding om een betrouwbare analyse te geven van ademhalingssignalen op een hartslag tot hartslag basis.

40 Het is nog een ander doel van de uitvinding om een 8Ω04894 - 4 - CVA detectieschakeling te verschaffen, die niet op foutieve wijze een apnea-timer terugstelt.

De uitvinding zal thans nader worden toegelicht aan de hand van de volgende beschrijving onder verwijzing 5 naar de tekening. In de tekening toont: fig. 1 een blokschema van een ademhalingsmonitor volgens de uitvinding, fig. 2 een golfvormladderschema, waarin de tijdsbetrekking van verschillende golfvormen over het systeem 10 van fig. 1 is weergegeven, fig. 3 een kenmerkend ademhalingssignaal, verkregen door middel van een impedantiepneumograaf, en fig. 4 een kenmerkend ECG-signaal, dat het QRS-complex laat zien.

15 In fig. 1 is een blokschema getoond van een ademhalingsmonitor volgens een vöorkeursuitvoering van de uitvinding. Elk blok van dit blokschema omvat schakelingen, die in de techniek bekend zijn. Een uitputtende beschrijving van de werking der schakelingen is bijgevolg niet nood-20 zakelijk. In plaats daarvan zal elk blok worden besproken in overeenstemming met zijn bijdrage tot het totaal-systeem. Voor meer gedetailleerde informatie met betrekking tot ademhalingsmonitorwerkzaamheid zij verwezen naar Biophysical Measurements, copyright 1970, Tektronix, Ine.

25 Een ingang naar een monitor volgens de uitvinding wordt gevormd door ademhalingssignalen 5, zoals die, getoond in fig. 3. Deze ademhalingssignalen kunnen worden verkregen van een impedantiepneumograaf (niet getoond). Dit apparaat bestaat gewoonlijk uit een paar elektroden, bevestigd op 30 de huid van een patiënt nabij het gebied van de borstholte. Deze elektroden produceren een elektrische stroom door de borstkas in responsie op een in serie verbonden elektrische stroombron. De stroombron is gewoonlijk een constante wisselstroombron.

35 De torax geeft een elektrische impedantie aan de elektroden, welke bestaat uit twee impedantiecomponenten: een relatief vaste impedantiewaarde, bekend als gemiddelde thoraximpedantie, en een variërende waarde, bekend als ademhalingsimpedantie. De ademhalingsimpedantie varieert 40 met het inademen en uitademen, en dit vormt een maat voor 8004894 ·· ·♦ - 5 - de ademhalingsactiviteit van de patiënt. De pneumograaf kan tevens een impedantiemeter bevatten, bij voorkeur een, die een impedantiemeetbrug alsook een demodulator en een versterker bevat. De uitgang van de impedantiemeter is de 5 ademhalingsgolf 5, die overeenkomstig is aan die, getoond in fig. 3. Dergelijke impedantiepneumografen zijn in vakkringen bekend.

Een tweede ingang tot een ademhalingsmonitor volgens de uitvinding wordt gevormd door een puls 15, zoals die, 10 getoond in fig. 2A, welke wordt voortgebracht door de hartslag. Deze puls kan worden afgenomen van een gebruikelijke ECG-monitor (niet getoond), die is verbonden met de patiënt, en bij voorkeur een puls, die optreedt na de voltooiing van het bekende QRS-complex. De tijdsduur van puls 15 15 kan kenmerkend 100 milliseconden bedragen. Een kenmerkende ECG-golfvorm, welke het QRS-complex omvat, is getoond in fig. 4.

In fig. 3 zijn de negatieve afwijkingen, die liggen op de ademhalingssignalen 5, representatief voor de CVA-20 activiteit. Fig. 2C geeft een uitgerekt ademhalingssignaal 5, dat de CVA-activiteit in detail toont. De CVA-activiteit heeft het kenmerk, dat deze een negatieve verandering in impedantie tentoon spreidt, welke volgt op het QRS-complex.

De negatief gaande helling of afname in thoraximpedantie 25 van de CVA-activiteit wordt veroorzaakt door bloedperfusie door het longvatensysteem, ingeleid door de linkse ventri-culaire ejectiewerking van het hart.

Het ademhalingssignaal 5 wordt eerst gekoppeld aan een golfvormverwerkingsketen 10. De verwerkingsketen 10 30 kan een differentiator, gelijkrichter, begrenzer, en filter-netwerk zijn, wat de gedeelten van het ademhalingssignaal 5 accentueert, welke een bepaalde negatieve dz/dt bezitten, en verzwakt het overige van het signaal. CVA-signalen bezitten kenmerkend een dz/dt van -4 of -5 Ω/sec. Het 35 gedifferentieerde uitgangssignaal is getoond in fig. 2D.

Signaal 25 wordt vervolgens gekoppeld aan vergelijkings-keten 30, waarvan de andere ingang een machtigingssignaal 35 is, getoond in fig. 2B. Het machtigingssignaal 35 wordt voortgebracht van de eerdergenoemde QRS-trekkerpuls 15.

40 De machtigingspuls 35 wordt op de volgende wijze flfl 0 4 89 4 - 6 - voortgebracht. De QRS-trekkerpuls 15 wordt eerst gekoppeld voor het vertragen van de inrichting 20, welke een vertraging van 50 milliseconden kan hebben. Deze vertraging compenseert voor de elektromechanische verschuiving, die 5 inherent is in hartspierdynamica, welke optreedt nadat het QRS-complex is voortgebracht, en voordat de afname in impedantie, veroorzaakt door linkse ventriculaire ejectie, optreedt in het ademhalingssignaal. De vertraagde QRS-trekkerpuls wordt vervolgens gekoppeld aan de vergelijkings-10 machtigingsketen 40, welke een timer kan zijn, die een uitgangspuls voortbrengt gedurende 215 milliseconden. Deze uitgangspuls is de machtxgingspuls 35, die eerder werd genoemd, en is getoond in fig. 2B.

Aldus machtigt machtigingspuls 35 de vergelijkings-15 keten 30 voor een tijdsperiode gelijk aan bijv. 215 milliseconden. De vergelijkingsketen 30 kan een commercieel verkrijgbare vergelijkingsketen zijn, die als referentie een vastgesteld niveau bijv. aarde heeft. Daarom zal vergelijkingsketen 30 de nuldoorgangen van het gedifferen-20 tieerde ademhalingssignaal 25 detecteren. De uitgang van de vergelijkingsketen 30 is de puls 45 met een stijgflank, die afvalt binnen tijdsperiode 35, zoals getoond in fig. 2E.

De stijgflank van puls 45 zal enkel significant zijn, indien er een nuldoorgang optreedt in signaal 25 gedurende de 25 bovengenoemde 215 milliseconden tijdsperiode.

Puls 45 wordt doorgegeven aan discriminator 50, welke elke bekende tijdsdiscriminator kan zijn, welke slechts werkt op pulsstijgflanken, die afvallen binnen een vastgesteld herkenningsinterval. Elke stijgflank, die 30 valt binnen dit herkenningsinterval, zal een gekwalificeerde uitgangspuls van discriminator 50 voortbrengen. De uitgang van discriminator 50 is een puls, die wordt aangelegd aan de telingang van een CVA-teller 60. Indien er evenwel geen gekwalificeerde puls aanwezig is bij de 35 ingang van discriminator 50, zal deze een terugstelpuls genereren, die wordt doorgegeven aan de terugstelingang van teller 60.

Teller 60 ontvangt en telt de uitgangspulsen van discriminator 50, totdat een vastgesteld aantal opeen-40 volgende pulsen is ontvangen. Teller 60 brengt dan een 8004894 - η - blokkeringssignaal 70 voort, nadat het bijv. vier opeenvolgende pulsen telt. Elk aantal pulsen kan worden gebruikt om zeker te stellen, dat er een CVA-activiteit aanwezig is.

5 Ademhalingsdetector 80 ontvangt ademhalingssignalen 5 van de eerdergenoemde impedantiepneumograaf en geeft deze aan de uitgangsklem 90, indien blokkeringssignaal 70 niet aanwezig is. Dit is de normale bedrijfsmodus, wanneer er geen CVA-activiteit aanwezig is. Indien er echter een 10 blokkeringssignaal 70 aanwezig is aan de ingang van de ademhalingsdetector 80, zullen de ademhalingssignalen 5 niet worden gegeven aan de uitgang. Daarom zal de CVA-activiteit niet worden behandeld als ademhalingssignalen, en kunnen zij geen foutieve ademhalingsinformatie ver-15 oorzaken of op foutieve wijze een apnea-teller terugstellen.

Het zal de vakman duidelijk zijn, dat er tal van veranderingen kunnen worden gemaakt in detail van de bovenbeschreven voorkeursuitvoering van de uitvinding, zonder dat daardoor wordt getreden buiten het kader van 20 de uitvinding.

- conclusies - 8004894

Claims (10)

1. Apparaat voor het bewaken van de ademhalingsactiviteit van een patiënt en voor het onderdrukken van stoorsignalen, gekenmerkt door; eerste organen, die met een patiënt verbindbaar zijn, 5 voor het verschaffen van een variabel thorax-impedantie-signaal, dat representatief is voor de ademhaling van de patiënt, tweede organen, verbindbaar met de patiënt voor het verschaffen van een trekkerpuls, die optreedt onmiddellijk 10 na het QRS-complex van het ECG-signaal van de patiënt, een golfvormverwerkingsorgaan voor het ontvangen en verwerken van het variabele thorax-impedantiesignaal, zodat bepaalde vastgestelde negatief gaande afwijkingen van het signaal worden geaccentueerd, 15 een vergelijkingsorgaan, gekoppeld met het golf vormverwerkingsorgaan voor het detecteren van de nuldoor-gangen van de uitgang daarvan, een machtigingsorgaan, dat reageert op de tweede organen voor het voortbrengen van een machtigingspuls, 20 onmiddellijk volgende op het QRS-complex, welke machtigingspuls wordt gekoppeld aan het vergelijkingsorgaan, een discriminatororgaan, gekoppeld met het vergelijkingsorgaan voor het voortbrengen van een uitgangssignaal, wanneer een stijgende pulsflank van het vergelijkings-25 orgaan optreedt binnen een vastgesteld herkenningsinterval van het discriminatororgaan, een tellerorgaan gekoppeld met het discriminatororgaan voor het tellen van de uitgangspulsen daarvan, en voor het voortbrengen van een blokkeringssignaal, wanneer 30 een vastgestelde telinhoud is bereikt, en een ademhalingsdetectororgaan, gekoppeld met het tellerorgaan en de eerste organen voor het doorgeven van het variabele thorax-impedantiesignaal aan een uit-gangsorgaan, wanneer het blokkeringssignaal niet aanwezig is.

2. Apparaat volgens conclusie 1, m e t het ken merk, dat dit verder een vertragingsorgaan bevat voor het vertragen van de QRS-trekkerpuls teneinde te compenseren 8004894 - 9 - voor elektromechanische vertraging, inherent in hart-spierdynamica.

3. Elektronisch apparaat voor het detecteren van een cardio-vasculaire artifact in een variabele thoraximpedantie- 5 golfvorm van een patiënt, gekenmerkt door middelen voor het hervormen van het variabele thorax-impedantiesignaal voor het verschaffen van golf-componenten met vormkarakteristieken, bepaald in overeenstemming met de vormkarakteristieken van de variabele 10 thoraximpedantiegolfvorm, zodat slechts een hervormde golf-component, corresponderende met de cardio-vasculaire artifact,een stijgende pulsflank heeft, die optreedt gedurende vastgestelde tijdsperiode, en middelen voor het kiezen van hervormde golfcomponenten 15 met een stijgende pulsflank, optredende gedurende de genoemde vastgestelde tijdsperiode.

4. Apparaat volgens conclusie 3,met het kenmerk, dat de vastgestelde tijdsperiode wordt ingeleid onmiddellijk volgende op het QRS-complex in de ECG-golfvorm 20 van een patiënt.

5. Apparaat volgens conclusie 3,met het ken merk, dat er verder middelen zijn voor het tellen van de gekozen hervormde golfcomponenten en voor het voortbrengen van een blokkeringssignaal, nadat een vastgesteld aantal 25 van de gekozen hervormde golfcomponenten opeenvolgend is geteld.

6. Apparaat volgens conclusie 4,met het ken merk, dat genoemde hervormingsmiddelen middelen omvatten voor het ontvangen en verwerken van de variabele thorax- 30 impedantiegolfvorm, zodat bepaalde vastgestelde negatief gaande afwijkingen van dit signaal worden geaccentueerd.

7. Apparaat volgens conclusie 6,met het ken merk, dat de genoemde selectiemiddelen omvatten: een vergelijkingsorgaan, gekoppeld met de her-35 vormingsmiddelen voor het detecteren van nuldoorgangen 8004894 - 10 - van de genoemde hervormde golfcomponenten, een machtigingsorgaan, dat reageert op het QRS-complex voor het voortbrengen van een machtigingspuls, welk machtigingsorgaan is gekoppeld met het vergelijkings-5 orgaan, en een discriminatororgaan, gekoppeld met het ver-gelijkingsorgaan voor het voortbrengen van een uitgangssignaal, wanneer een stijgende pulsflank van de uitgang.van het vergelijkingsorgaan optreedt binnen een vastgesteld her-10 kenningsinterval van het discriminatororgaan.

8. Apparaat volgens conclusie 5, m e t het kenmerk, dat dit verder een ademhalingsgolfvormpoort-orgaan heeft, in staat om te worden geblokkeerd door het blokkeringssignaal, voor het poorten van de ademhalings- 15 golfvorm aan een uibgangsklem.

9. Apparaat volgens conclusie 7, m e t het kenmerk, dat dit verder een vertragingsorgaan heeft, dat reageert op het QRS-complex voor vertraging van de voortbrenging van de machtigingspuls voor een vastgestelde 20 tijdsperiode.

10. Werkwijze voor het detecteren van een cardiovasculaire artifact in een variabele thorax-impedantie-golfvorm van een patiënt, gekenmerkt door: het hervormen van de variabele thorax-impedantie-25 golfvorm voor het verschaffen van golfcomponenten met vormkarakter istieken, bepaald in overeenstemming met de vorm-karakteristieken van de variabele thorax-impedantie-golfvorm, zodat slechts een hervormde golfcomponent, die corresponderend met de cardiovasculaire artifact een 30 pulsvoorflank heeft, die optreedt gedurende een vastgestelde tijdsperiode, het kiezen van hervormde golfcomponenten met een stijgende pulsflank, die optreedt gedurende genoemde vastgestelde periode, en 35 het voortbrengen van de uitgangspulsen aan het einde van de vastgestelde periode voor het blokkeren van een ademhalingsteller. 8004894