NO311746B1

NO311746B1 - System for å redusere signalforstyrrelser i EKG forårsaket av hjerte-lunge-redning

Info

Publication number: NO311746B1
Application number: NO19994153A
Authority: NO
Inventors: Helge Myklebust; Trygve Eftestoel; Bjoern Terje Holten
Original assignee: Laerdal Medical As
Priority date: 1999-08-27
Filing date: 1999-08-27
Publication date: 2002-01-21
Also published as: AU772132B2; EP1079310A2; EP1079310A3; AU5335100A; NO994153D0; JP2001104259A; US6807442B1; NO994153L

Description

Foreliggende oppfinnelse angår system for å redusere signalforstyrrelser i elektrokardiogram (EKG) forårsaket av hjerte-lunge-redning, som angitt i irmledningen til krav 1.

I behandlingen av hjertestans er det primært 3 virkemidler som benyttes: Det er hjerte-lunge-redning (HLR), defibrillator-sjokk og medikamentbruk, jfr. publikasjonene [l]"Advisory Statements of the International Liaison committee on Resuscitation (LLCOR)". Circulation 1997;95:2172-2184, [2]"Advisory Statements of the International Liaison committee on Resuscitation (ILCOR)". Circulation 1997;95:2172-2184, og [3]"Guidelines for Cardiopulmonary Resuscitation and Emergency Cardiac Care". Journal of the American Medical Association, October 28 1992, Vol 268 No 16: 2171-2302.

Det alminnelige forløpet ved hjertestans og forsøk på gjenoppliving er først å gi HLR inntil defibrillatoren ankommer, deretter vekselvis bruk av sjokk fra defibrillator og HLR inntil pasienten får følbar puls eller til et ALS-team ankommer (ALS=Advanced Life Support). Da vil sikring av luftvegene og medikamentbruk inngå sammen med vekslende bruk av defibrillator og HLR. Første skritt mot gjenoppliving er å gjenopprette spontan hjerteaktivitet og tilstrekkelig blodtrykk. Dette betegnes ofte som ROSC (Return of Spontaneous Circulation).

Protokollen som styrer defibrillator-HLR-behandlingen sier at når defibrillatoren ankommer, skal det først gis 3 sjokk, deretter 1 minutt med HLR, så nye 3 sjokk og så videre [1]. For å kunne gi et sjokk, må først EKG måles, analyseres og klassifiseres som "skal behandles" (Treat) eller "skal ikke behandles" (Notreat). Defibrillatorer av automatisk eller semi-automatisk type gjør dette selv, og denne typen defibrillatorer betegnes ofte AED. (Automated Extemal Defibrillator). Den delen av programvaren som utfører denne klassifiseringen betegnes gjerne som VF-algoritmen. Etter konklusjon på rytme vil defibrillatoren klargjøre seg for sjokk, gi melding om at den er klar til å avgi sjokk, og avvente at brukeren betjener sjokk-knappen. Denne prosedyren krever tid, og det tar omtrent 1 minutt for å gi 3 sjokk. Dette er tid som pasienten da ikke får HLR, og hvor vitale organer, da i sær hjernen, blir ytterligere skadet i mangel på blodtilførsel [2].

Videre medfører denne prosedyren at sjokket blir etvlevert omtrent 20 sekunder etter at HLR er avsluttet. Dyreforsøk har vist at sjansen til å få ROSC faller raskt med tiden fra HLR er avsluttet. Best sjanse for ROSC oppnås ved at sjokket kommer uten forsinkelse etter HLR, jfr. publikasjonen [4] av Sato Y, Weil MH, Sun S et al. med tittelen "Adverse effects of interrupting precordial compressions during cardiopulmbnary resuscitation" i Crit Care Med 1997;25:733-736.

Når HLR utføres, vil dette skape signalforstyrrelser på EKG. Forstyrrelsene arter seg som rytmiske signaler, og opptrer samtidig ved at det gis hjertekompresjon eller innblåsing. Idet hjertekompresjon gis med en rate på 80-100 pr. minutt, vil disse rytmiske forstyrrelsene i alminnelighet medføre at VF algoritmen konkluderer feil i de tilfellene rytmen er VF (ventrikkelflimmer) eller VT (ventrikkeltachykardi). Dette skyldes at algoritmen tolker de rytmiske forstyrrelsene som en pumpende rytme, dvs at defibrillatorsjokk ikke behøves. Derfor er alminnelig prosedyre å benytte VF-algoritmen først etter at HLR er avsluttet, jfr. publikasjon [1].

Av tidligere kjent teknikk skal henvises til US patent nr. 5 474 574, som beskriver en kombinert defibrillator og monitor som er innrettet til å detektere hjerte-arrythrnier slik som ventrildcelflimmer og ventrikkel-tachykardi. Patentpublikasjonen beskriver videre tiltak som er innrettet til å redusere signalforstyrr eiser som nuUinjedrift, lav-frekvente forstyrrelser som skyldes bevegelse, høyfrekvente forstyrrelser som skyldes støy fra muskulatur og 50/60 Hz støy som skyldes interferens fra nettet. Tiltak for å redusere nevnte signalforstyrrelser utføres av både elektronikkdelen og programvaredelen. Tiltak består i hovedsak av båndbegrensning, idet frekvenskomponentene til nevnte signalfostyrrelser i liten grad overlapper med frekvenskomponentene til de søkte hjerte-arrythmier. Teknikken som beskrives er allment benyttet i all bio-elektrisk måling, og utgjør ingen nyhet.

Videre er det kjent fra US patent nr. 5 247 939 en kombinert defibrillator og monitor som er innrettet til å detektere bevegelse som kan medføre signalforstyrrelser på EKG. Bevegelse detekteres ved å måle endringer i impedansen til grenseflaten mellom elektrode og pasient. Defibrillatoren er innrettet til å ikke å være i operasjon så lenge bevegelse er detektert.

Dessuten beskriver US patent nr. 4 991 587 reduksjon av signalforstyrrelser i EKG signal forårsaket av magnetisk felt-gradien endringer under magnetisk resonans (MR) bildeopptak. Magnetisk gradient-endringer måles og gir signal som er korrelert med signalforstyrrelsene. Basert på disse signalene blir EKG signalet filtrert adaptivt.

Foreliggende oppfinnelse angår et system som reduserer signalforstyrrelser i EKG under hjertekompresjon ved bruk av adaptiv digital filtrering som angitt i innledningen og hvis karakteristiske trekk fremgår av krav 1. Ytterligere trekk ved oppfinnelsen fremgår av de øvrige uselvstendige kravene. Derved oppnås følgende fordeler: • Idet VF-algoritmen kan konkludere mens HLR pågår, vil dette medføre at det går med mindre tid til å avlevere sj okk, og derved blir det mer tid til HLR. • Av samme grunn kan sjokket avleveres tidligere etter at HLR er avsluttet, noe som direkte øker sannsynligheten for ROSC. • Det blir mulig å utføre signalanalyse av VF til andre formål enn klassifisering.

En nyttig mulighet er å måle karakteristiske egenskaper ved hjertet som kan indikere hvor virkningsfullt HLR blir utført.

I det påfølgende skal oppfinnelsen skal oppfinnelsen beskrives nærmere med henvisning til tegningene, hvor: Fig. 1 viser skjematisk et kretsdiagram over systemet i følge oppfinnelsen. Fig. 2a viser prinsippkobling for måling av spenning mellom pasient og

målesystem når egen jordelektrode benyttes

Fig. 2b viser prinsippkobling for måling av spenning mellom pasient og målesystem når egen jordelektrode ikke benyttes

Fig. 3 viser prinsippet for signalgangen i et digitalt adaptivt filter.

Fig. 4 viser prinsippskjema for kobling av utgangssignal til ekstern

defibrillator, og for kobling av defibrillatorens sjokk til elektrodene.

Fig. 5 a viser anvendelse der systemet er integrert i en defibrillator.

Fig. 5b viser anvendelse der systemet utgjør en funksjonell enhet, tilkoblet en

automatisk HLR maskin.

Fig. 5c viser anvendelse der systemet utgjOT en selvstendig enhet, brukt mot en

defibrillator.

Fig. 6 viser eksempel på signalforløp ved bruk av adaptiv filtrering, hvor signalforstyrrelsen er summert til et rent VF-signal, og deretter filtrert bort ved hjelp av digital adaptiv filtrering.

Systemkomponenter kan deles opp i EKG målesystem vist med henvisningstallet 1 på fig. 1, videre viser fig. 1 referanse-målesystem 2, analog til digital omformer (ADC) 3, prosessor- og filtersystem 4, signal-utgang 5 og elektroder 6.

Systemet kan anvendes som:

a) Integrert i en defibrillator:

b) Som en funksjonell enhet tilkoblet en automatisk HLR-maskin

c) Selvstendig system som kan levere filtrert EKG til en selvstendig defibrillator.

I det påfølgende skal de ovennevnte systemkomponentene beskrives nærmere: EKG målesystemet 1. EKG målesystemet 1 består av minst to elektroder 6 tilkoblet pasienten 25, jfr. fig. 5a-5b, et nettverk som beskytter inngangen mot overspenning, samt en eller flere buffere/forsterkere/analoge filtere som leverer måleresultatet til ADC 3.1 en defibrillator inngår dette normalt som en del av standard utførelse.

Referanse-målesystemet 2

Referanse-målesystemet 2 består av sensor og signalbehandling for estimering av hjertekompresjonens dybde 2a; eventuelt også sensor og signalbehandling for estimering av lungeinnblåsing 2b og eventuelt også sensor og signalbehandling for estimering av spenningsdifferansen mellom målesystem og pasient 2d. For estimering av kompresjonsdybde kan flere teknikker benyttes: Ved HLR vil impedansen mellom 2 elektroder plassert i standard posisjon for defibrillering bli endret. Ved at det påtrykkes en tilnærmet konstant vekselstrøm mellom elektrodene, vil impedansendringen være representert av en spennmgsendring, målt mellom elektrodene. Speimingsendringen uttrykker både hjertekompresjon og lunge-innblåsing ved at strømvegen mellom elektrodene endrer seg når HLR utføres.

Alternativt vil et akselerometer som følger brystkassens bevegelser ved hjertekompresjon via signalbehandling og omregning uttrykke hjertekompresjonens dybde. Alternativt vil en lineær posisjonsgiver tilkoblet for eksempel en automatisk HLR-maskin 28 indikere kompresjonens dybde. Likeså kan en sensor for måling av luftmengde eller en sensor for måling av luftvegstrykk representere et signal for lungeinnblåsning. Denne typen signaler er normalt tilgjengelige fra en automatisk HLR-maskin 28, jfr. fig. 5b. Sensor for estimering av spenningsdifferansen mellom målesystem og pasient kan være en motstand og en forsterker. Koblingen kan være på flere måter, avhengig av EKG-forsterkerens topologi. Fig. 2a viser prinsipp for kobling med jordingselektrode. Her vil ladningsutjevning mellom pasient og målesystem primært gå via motstanden 7, hvis spenning måles av forsterkeren 2c'. Denne spenningen vil da være korrelert til signalforstyrrelser som skyldes ladningsutjevning og ubalanse i impedansen mellom pasient 25 og hver av elektrodene 6.

Fig. 2b viser prinsipp for kobling utenjordtilkobling av pasienten. Ladningsutjevningen mellom pasient og målesystem vil primært gå via motstanden 7, og deretter fordele seg via motstandene 8 og 9 til pasienten 25 via elektrodene 6. Spenningen over motstanden 7 vil da være korrelert til signalforstyrrelsene som skyldes ladningsutjevning og ubalanse i impedansen mellom pasient 25 og hver av elektrodene 6.

ADC 3

ADC 3 omgjør hver av de analoge kanalene til en digital kanal, som kan leses av Prosessor- og filtersystemet 4.1 en defibrillator 26 inngår ADC 3 normalt som standard utrustning.

Prosessor- og filtersystemet 4

Prosessor- og filtersystemet 4 mottar rådata fra ADC 3 , og leverer filtrerte data videre. Som filtreringsmetode anvendes adaptiv digital filtrering, jfr. fig. 3. Denne metoden har de spesielle egenskapene at den kan redusere forstyrrelser som har frekvens-utbredelse som overlapper frekvensutbredelsen til signalet som blir forstyrret. Videre vil metoden tilpasse seg endringer over tid i signalforstyrrelsen. Forstyrrelser som skyldes HLR vil være av en slik art.

Hovedkomponentene i et digitalt adaptivt filter er:

- Primærsignalet 10 er EKG med signalforstyrrelser på digital form., og kan beskrives med formelen:

hvor s(k) er ønsket signal (ren EKG) og n(k) er forstyrrelsen.

- Utgangsignalet e(k), vist med henvisningstallet 11 på fig 3, er et estimat av det originale EKG-signalet, etter filtrering. - Utgangssignalet y(k), vist med henvisningstallet 12 på fig 3, er et estimat av den originale signalforstyrrelsen n(k). - Referansesignalet r(k) betegnes vanligvis som filterets inngangssignal og er vist med henvisningstallet 13 på fig 3. r(k) er korrelert til signalforstyrrelsen.

- Digitalt filter 14, typisk et FIR filter med et antall tapper, fortrinnsvis 9.

- Adaptiv prosess 15, metodikk for å justere filterets parametre slik at estimatet e(k) konvergerer mot s(k), fortrinnsvis type Konjungert Gradient, (KG).

Metodikken i et digitalt adaptivt filter er som fialger: Forventningsverdien til kvadratet av utgangssignalet e(n) minimeres med hensyn, på filterkoefifsentene. Filteret vil da gjøre filterutgangen y(k) tilnærmet lik signalforstyrrelsen n(k).

Dersom det er flere forstyrrelser som summerer seg, kan det settes sammen ett referanse-signal som er korrelert til summen av forstyrrelsene, eller så kan det benyttes et antall adaptive filtere i serie, hvor hver forstyrrelse fjernes etter tur. Før referansesignalene 13 går til filteret, tilpasses amplitude og frekvensinnhold i blokken signaltipassning 16 i forhold til hva som er forventet forstyrrelse med det aktuelle systemet ved at DC-komponenten fjernes og gjennomsnittlig amplitude til referansesignalet 13 settes tilnærmet lik halvparten av gjennomsnittlig amplitude til primærsignalet 10. Utgangssignalet 11 går så direkte til VF-algoritmen dersom systemet er integrert i en defibrillator 26 (fig. 5a, 5b, 5c), eller til signalutgang 5 (fig. 1).

Signalutgang 5

Signalutgang 5 er aktuelt for anvendelser der defibrillatoren 26 er en selvstendig enhet. Utgangssignalet omgjøres fra digital til analog form i, og gjøres tilgjengelig for en ekstern defibrillator. Det kan også være aktuelt å inkludere komponenter som kobler defibrillatorens sjokk til pasienten via de samme elektrodene som er benyttet av EKG-målesystemet.

En løsning for dette er vist med figur 4, der et eksempel på prinsippkobling for signalutgangen er vist. Fra Prosessor- og filtersystemet 4 går utgangssignalet 11 til en digital til analog omformer (DAC) 17, derifra til to drivere 18p, 18n hvis utganger svinger i motfase, videre til et motstandsnettverk 19,20,21 som setter amplitude og som beskytter driverene 18p, 18n. En ekstern defibrillator vil da kunne koble seg til over motstanden 21, via terminalene 22 og kunne måle et EKG hvor signalforstyrrelsene er redusert eller tilnærmet fjernet.. Idet motstanden 21 er mye større enn motstanden gjennom kroppen, vil det aller meste av defibrillatorsjokket gå til pasienten 25 via gass-utladere 23,24.

Fig. 6 viser eksempel over signalforløpene ved bruk av adaptiv filtrering, hvor signalforstyrrelsen er summert til et rent VF-signal, og deretter filtrert bort ved hjelp av adaptiv filtrering:

Kurven 1 på fig. 6 viser VF fra menneske , VFm, her uten signalforstyrrelser.

Kurven 2 på fig. 6 viser signalforstyrrelser ved HLR. målt på gris.

Kurven 3 på fig. 6 viser summen av signal 1 og 2, og representerer VF som er forstyrret av HLR. Dette er primærsignalet d(k).

Kurven 4 på fig. 6 viser referansesignalet r(k), som er satt sammen av signal fra posisjonsgiver og fra impedansmålesystemet.

Kurven 5 på fig. 6 viser utgangen yl(k) som uttrykker signalforstyrrelsen estimert av filteret.

Kurven 6 på fig. 6 viser utgangen e(k) som uttrykker VF-signalet e(k) estimert av filteret.

Kurven 7 på fig. 6 viser differansen mellom opprinnelig signal VFm og e(k), og viser feilen i det estimerte signalet.

Anvendelser

Systemet kan anvendes som en integrert del av en defibrillator jfr. fig. 5a, og vil da kunne benyttes seg av komponenter og løsninger som allerede inngår. Dette vil typisk være EKG-målesystem, ADC, og Prosessorsystem. Foruten det adaptive digitale filteret, vil en slik løsning behøve et representativt referanse-målesystem. I dette tilfellet vil signal-utgang ikke komme til anvendelse, idet defibrillatoren benytter filtrert ECG i digital format.

En tredje attraktiv mulighet er å koble løsningen til en automatisk HLR maskin 28, jfr. fig. 5b. Dette er utstyr som er utbredt i mange ambulansesystemer, og vil kunne gi HLR med god kvalitet over lang tid. Fordi HLR er automatisert, kan defibrillatoren gi sjokk samtidig med at HLR gis, uten fare for å utsette redningsmannskapene for høyspenning. Derved blir det ingen forsinkelse mellom HLR og sjokk avgivelse, noe som er rapportert å øke sannsynligheten for ROSC.

For mange brukere vil en attraktiv anvendelse være et selvstendig system, fordi de da kan benytte seg av eksisterende defibrillatorer. Fig. 5c illustrerer dette. I dette tilfellet vil alle systemkomponentene inngå.

Claims

1 System for reduksjon av signalforstyrrelser i EKG forårsaket av hjerte-lunge-redning (HLR), karakterisert ved at en inmetning for måling av EKG-signaler samt en eller flere irmretninger for måling av referansesignaler som oppstår som en funksjon av HLR, der referansesignaler representerer målinger relatert til årsakskilder for signalforstyrrelser i EKG, er tilkoblet hver sine innganger til en beregningsenhet, og at beregningsenheten er anordnet til å anvende adaptiv filtrering til å beregne et estimat av signalforstyrrelsen, og at beregningsenheten har en utgang som er differansen mellom EKG-signalet og den estimerte signalforstyrrelsen.

2. System ifølge krav 1, karakterisert ved at beregningsenheten benytter et eller flere digitale adaptive filtre.

3. System ifølge krav 1-2, karakterisert ved en innretning for måling av kompresjonsdybde som referansesignal i form av en beregningsenhet som estimerer kompresjonsdybden bestemt av signalet fra et akselerometer som er innrettet til å følge brystkassens bevegelser.

4. System ifølge krav 1-2, karakterisert ved en innretning for måling av kompresjonsdybde som referansesignal i form av et system for måling av impedansendringen i brystkassen ved brystkompresjon.

5. System ifølge krav 1-2, karakterisert ved en innretning for måling av kompresjonsdybde som referansesignal i form av en lineær posisjonsgiver montert på en automatisk HLR maskin.

6. System ifølge krav 1-2, karakterisert ved en innretning for måling av kompresjonsdybde som referansesignal i form av en trykkføler som leser av trykket som driver stempelet i en automatisk HLR maskin.

7. System ifølge krav 1-2, karakterisert ved en innretning for måling av lungeinnblåsning som referansesignal i form av et system for måling av impedansendringen i brystkassen ved lungeinnblåsning.

8. System ifølge krav 1-2, karakterisert ved en innretningen for måling av lungeinnblåsning som referansesignal i form av en trykkføler som er koblet til pasientens luftveg.

9. System ifølge krav 1-2, karakterisert ved en innretningen for måling av lungeinnblåsning som referansesignal i form av en flowmåler anordnet i luftvegen som går inn og ut av pasienten.

10. System ifølge krav 1-2, karakterisert ved en innretningen for måling av lungeinnblåsning som referansesignal i form av et termoelement, som påvirkes av luftstrømmen som går inn og ut av pasienten.

11. System ifølge krav 1-2, karakterisert ved at en innretning for måling av ladningsutjevning som referansesignal er en spenningsmåler dannet av en forsterker (2c') og en motstand (7) som er koblet mellom en jordingselektrode (6) som går til pasienten og EKG-målesystemet sitt jordpotensial.

12. System ifølge krav 1-2, karakterisert ved at irmretningen for måling av ladmngsutjevning som referansesignal er en spenningsmåler dannet av en forsterker (2c) og en motstand (7) som er koblet til et punkt som utgjør midtpunktet i potensial mellom elektrodene (6) og EKG-målesystemet sitt jordpotensial.

13. System ifølge krav 1-12, karakterisert ved at systemet er integrert i en defibrillator.

14. System ifølge krav 1-13, karakterisert ved at systemet utgjør en funksjonell enhet koblet til en automatisk HLR-maskin.

15. System ifølge krav 1-12 eller 14, karakterisert ved at systemet utgjør en selvstendig enhet som kan kobles til en defibrillator.