DE60224315T2 - Vorrichtung und Verfahren zur Bestimmung von Schätzwerten des Herzschlagvolumens und des Herzzeitvolumens - Google Patents

Vorrichtung und Verfahren zur Bestimmung von Schätzwerten des Herzschlagvolumens und des Herzzeitvolumens Download PDF

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    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A61B5/0535—Impedance plethysmography

Description

  • Die Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Bestimmung des angenäherten Werts des Schlagvolumens und des Herzzeitvolumens des Herzens einer Person. Die Vorrichtung und das Verfahren verwenden eine gemessene elektrische Impedanz, oder Admittanz, eines Körperteils einer Person, nämlich des Brustraums. Dieser Körperteil einer Person wird ausgewählt, weil seine elektrische Impedanz, oder Admittanz, sich wegen des wiederkehrenden Herzschlags mit der Zeit verändert. Folglich kann die gemessene elektrische Impedanz oder Admittanz Informationen über die Leistung des Herzens als Pumpe enthalten.
  • STAND DER TECHNIK
  • 1966 waren Kubicek et al. die Ersten, die ein klinisch anwendbares Gerät konstruierten, welches im Stande war, das Schlagvolumen (SV) mit Hilfe nichtinvasiver, elektrische Mittel zu bestimmen. Das Kubicek-Verfahren ist bekannt gemacht in dem Artikel von Kubicek et al., Development and Evaluation of an Impedanz Cardiac Output System, Aerospace Medicine 1966, pp 1208–1212, und im US Patent 3,340,867 . (Siehe auch die US Patente 5,178,154 von Ackmann et al., 5,316,004 von Chesney et al, 4,953,556 von Evans, 5,685,316 von Schonkin et al, 5,505,209 von Reining, 5,529,072 von Sramek, 5,503,157 von Sramek, 5,469,859 von Tsoglin et al., 5,423,326 von Wang et al, und 5,309,917 von Wang et al.)
  • Wenn eine vierpolige Anordnung von umfänglichen Bandelektroden in Höhe des Halsansatzes und ungefähr im Bereich des unteren Brustumfangs in der Höhe des Xiphoids platziert wird, und ein Wechselstrom (AC) konstanter Amplitude über der oberen am Hals befindlichen Bandelektrode und der unteren am Thorax befindlichen Bandelektrode eingeprägt wird, dann wird eine Spannung proportional zu der thorakalen elektrischen Impedanz (oder umgekehrt proportional der Admittanz) zwischen der inneren Bandelektroden um den Hals und Thorax gemessen. Der Anteil der zum Herzschlag synchron verlaufenden Impedanzänderungen, ΔZ(t), vorübergehend übereinstimmend mit dem Schlagvolumen, wurde ausschließlich und einzig auf volumetrische (plethysmografische) Änderungen der Aorta durch Ausdehnung und Zusammenziehen während des Herzzyklus zurückgeführt.
  • In dem Artikel von Woltjer H. H. et al. (The technique of impedance cardiography. Eur Heart J 1977; 18: 1396–1403) wird das Kubicek-Modell folgendermaßen erklärt. Die Aorta wird als ein Zylinder der Länge L angesehen, entsprechend dem Abstand zwischen den Spannungsmessenden Elektroden. Der Brustkorb, die Aorta ausgeschlossen, wird als ein Zylinder der Länge L gleich der Länge der Aorta und von einer Querschnittfläche (CSA) gleich der Querschnittsfläche des Brustkorbes, gemessen auf der Höhe des Xiphoids, betrachtet. Es wird angenommen, dass die mit Blut gefüllte Aorta einen konstanten spezifischen elektrischen Widerstand gleich dem von stationärem Bluts, ρ, aufweist. Es wird angenommen, dass der thorakale alles umfassende Zylinder homogen mit Blut des spezifischen Widerstands ρ durchflossen wird. Die Aorta und der thorakale alles umfassende Zylinder werden analog zu parallel angeordneten elektrischen Leitern angenommen.
  • Von Kubicek wurde akzeptiert, dass entsprechend Nyboer (Nyboer J. Electrical impedance plethysmography. A physical and physiologic approach to peripheral vascular study. Circulation 1950; 2: 811–821) der kurzzeitig mit dem SV übereinstimmende Anteil von ΔZ(t) den gleichzeitigen Einfluss und Ausfluss von Blut über den systolischen Teil des Herzzyklus wiedergibt. Deshalb wurde nicht angenommen, dass die Bestimmung der Fläche unterhalb des systolischen Teils von ΔZ(t) das Nettovolumen des Blutflusses durch das Aortensegment im Rahmen der elektrischen Messung wiedergibt. Vielmehr wurde ein Extrapolationsverfahren vorgeschlagen, welches sich die maximalen systolischen Anstieg von ΔZ(t) zu Nutze macht. Als Kompensation für den Ausfluss aus der Aorta wurde der maxi male systolische Anstieg, analog zur maximalen Flussgeschwindigkeit, als konstant während der gesamten systolischen Auswurfperiode angenommen.
  • Der maximale systolische Anstieg stellt den Spitzenwert, oder die maximale Änderungsrate, der Impedanz dar, d. h.
  • Figure 00030001
  • Anstatt die Steigung direkt zu messen, so wie von Nyboer vorgeschlagen, differenzierte Kubicek auf elektronischem Weg ΔZ(t) nach dZ(t)/dt. Entsprechend wird
    Figure 00030002
    als der Spitzenwert von dZ(t)/dt bezeichnet.
  • Um das Schlagvolumen (SV) abzuleiten, multiplizierte Kubicek den Spitzenwert der Änderungsrate der Impedanz mit der systolischen Auswurfzeit des linken Ventrikels, TLVE.
  • Nach Kubicek berechnet sich das Schlagvolumen zu
    Figure 00030003
    wobei Z0 den quasi-statischen Anteil der gemessenen Impedanz Z darstellt, und
    Figure 00030004
    den Spitzenwert der (invertierten) ersten zeitlichen Ableitung von ΔZ(t), darstellt, welcher dem maximalen systolischen Anstieg von ΔZ(t) entspricht. In diesem Zusammenhang ist zu bemerken, dass mit dem Spitzenwert die maximale absolute Amplitude gemeint ist. Tatsächlich nimmt während der Systole die Impedanz ab, so dass das Vorzeichen von ΔZ(t) negativ ist. Korrekt ausgedrückt stellt
    Figure 00030005
    das Minimum der zeitlichen Ableitung von ΔZ(t) dar, d. h.
    Figure 00030006
  • In der oben angegebenen Formel ist TLVE die linksventrikuläre Auswurfzeit, d. h. die Zeitspanne zwischen dem Öffnen und Schließen der Aortenklappe, die auch als systolische Flusszeit bezeichnet wird. Das Volumen
    Figure 00030007
    bezeichnet das "Volume of Electrically Participating thoracic Tissue (VEPT), d. h. das an der elektrischen Messung beteiligte thorakalen Gewebevolumen, wobei ρ als der spezifischen Widerstand von stationärem Blut definiert ist, für den Kubicek einen Wert von 150 Ωcm angenommen hat, und L als der Abstand zwischen den Spannungsmessenden Elektroden, die an Hals und Thorax angebracht werden.
  • In einer drastischen theoretischen Vereinfachung berücksichtigt das Verfahren nach Kubicek, und die Weiterentwicklungen davon, Volumenänderungen in der Aorta, also plethysmographische Änderungen, als die einzige Ursache für
    Figure 00040001
    Konsequenter Weise wird angenommen, dass ΔZ(t) das zeitlich veränderliche volumetrische Ausdehnen und Zusammenziehen der Aorta beschreibt. Demzufolge entspricht die erste zeitliche Ableitung, dZ(t)/dt, dem ohmschen Äquivalent der Änderungsrate des Aortenvolumens. Das würde auch bedeuten, dass
    Figure 00040002
    gemessen in [Ω/s], direkt proportional zum maximalen Blutfluss [mL/s] und zur maximalen Blutgeschwindigkeit [cm/s] ist.
  • Es ist eine weit verbreitete Meinung, dass die Annahmen des Modells nach Kubicek im Allgemeinen gültig sind, d. h. dass das ansteigende Aortenvolumen während der mechanischen Systole zu einem Abfall der thorakalen Impedanz führt. Da Kubicek eine direkt proportionale, also lineare Beziehung zwischen SV und dem Produkt von
    Figure 00040003
    und TLVE angenommen hat, wird üblicherweise geglaubt, dass
    Figure 00040004
    analog und proportional zum maximalen Blutfluss oder der maximalen Änderungsrate des Aortenvolumens ist. Deshalb beschäftigten sich Weiterentwicklungen nur mit einer besseren Definition und Modellierung des VEFF.
  • Sramek zum Beispiel entwickelte eine Formel, nach der VEFF folgendermaßen berechnet wird:
    Figure 00040005
    (siehe U.S. Patent Nr. 4,450,527 ).
  • In einer späteren Iteration schätzte Sramek den Wert L mit 17% der Größe h einer Person ab. Entsprechend schlug Sramek folgende Gleichung vor:
    Figure 00050001
  • Bernstein (Bernstein D. P., A new stroke volume equation for thoracic electrical bioimpedance. Crit Care Med 1986; 14: 904–909) führte einen Faktor δ ein, der die Abweichung des Körpergewichts einer Person von einem Idealwert (bestimmt aus den Tabellen der Metropolitan Life Insurance) berücksichtigt, korrigiert für das Blutvolumen, normiert als Abweichung vom idealen Körpergewicht. Ansonsten blieb Srameks Modell unverändert, und Bernstein schlug die folgende Formel vor:
    Figure 00050002
  • Trotz dieser verschiedenen Anstrengungen, die Bestimmung des Schlagvolumens zu verbessern, konnte das Schlagvolumen über ein großes Spektrum von Individuen bei Gesundheit und Krankheiten nicht korrekt vorausgesagt werden.
  • Die Sramek-Bernstein-Gleichung führt insbesondere unter den folgenden Umständen zu einer Überschätzung des wirklichen Schlagvolumens: bei Kindern und gesunden Jugendlichen; bei untergewichtigen Individuen; bei großen, schlanken Erwachsenen.
  • Folgt man Spiering et al. (Comparison of impedance cardiography and dye dilution methods for measuring cardiac output. Heart 1998; 79: 437–441), dann führt die Verwendung der Sramek-Bernstein-Gleichung allgemein zu einer Unterschätzung des wirklichen Schlagvolumens unter folgenden Umständen: bei älteren Erwachsenen, sehr übergewichtigen Individuen; bei Patienten in Sepsis, mit akutem Lungenversagen oder Lungenödem; und unter Belastung.
  • Es ist deshalb ein Ziel der Erfindung gemäß den anhängenden Ansprüchen, eine Vorrichtung und ein Verfahren vorzustellen, welche bzw. welches das Schlagvolumen von Personen aller Altersgruppen bei Gesundheit und Krankheit möglichst genau bestimmt.
  • Die Erfindung betrachtet den absoluten Spitzenwert der Änderungsrate der Impedanz,
    Figure 00060001
    als das ohmsche Äquivalent zum Spitzenwert der aortalen Blutbeschleunigung [mL/s2], oder zum Spitzenwert der Änderungsrate der aortalen Blutgeschwindigkeit. Folglich hängt in der frühen Systole ΔZ(t) mit den hämorheologischen (Blutfluss) Änderungen zusammen, und nicht mit plethysmographischen (Volumen) Änderungen. Deshalb kann die neue Vorrichtung als ein "Electrical Velocimeter" (elektrischer Blutgeschwindigkeitsmesser) oder das Verfahren als „Electrical Velocimetry" (elektrische Blutgeschwindigkeitsmessung) bezeichnet werden.
  • Folglich kann der gemessene Wert von
    Figure 00060002
    nicht direkt in die SV Berechnung eingesetzt werden. Theoretisch muss
    Figure 00060003
    integriert werden, um ein ohmsches Äquivalent für die Blutgeschwindigkeit zu erhalten. Zusammenfassend kann gesagt werden, dass die Erfindung verlangt, den Teil des Standes der Technik zu ändern, der
    Figure 00060004
    betrifft.
  • Die Vorrichtung und das Verfahren entsprechend der Erfindung verwenden also nicht die Modellvorstellung und die theoretischen Annahmen des Ansatzes von Kubicek, oder irgendeinem anderen daraus abgeleiteten, plethysmographischen Ansatz.
  • Darüber hinaus ist die Abschätzung des SV entsprechend dieser Erfindung nicht auf das Impedanzverfahren beschränkt, sondern kann auch unter Berücksichtigung der Admittanz durchgeführt werden. Mit
    Figure 00070001
    wird das SV abgeschätzt zu
  • Figure 00070002
  • In Bezug auf den Ansatz über die Admittanz werden weitere Einzelheiten am Ende dieser Beschreibung gegeben.
  • Es ist zu verstehen, dass die angehängten Ansprüche auch den Ansatz über die Admittanz (Vorrichtung und Verfahren) beinhalten, wenn die oben angegebenen Terme für die Impedanz ersetzt werden.
  • Nach der Theorie, die von der Grundlagenforschung ab geleitet ist (und veröffentlicht von Sakamoto K, Kanai K. Electrical characteristics of flowing blond. IEEE Trans Biomed Eng 1979; 26: 686–695; Visser KR. Electrical properties of flowing blond and impedance cardiography. Ann Biomed Eng 1989; 17: 463–473; Lamberts R et al. Impedanz cardiography. Assen, The Netherlands: Van Gorcum 1984; 84–85; and Matsuda Y et al. Assessment of left ventricular performance in man with impedance cardiography. Jap Circ J 1978; 42: 945–954), können die Änderung des spezifischen Widerstands des Blutes und die Änderungsrate des spezifischen Widerstands des Blutes normiert werden bezüglich der korrigierten Flusszeit, FTC,
    Figure 00080001
    wobei TLVE die linksventrikulären Auswurfzeit (bekannt auch als systolische Flusszeit) ist, welche durch die m-te Wurzel des Herzzyklus TRR geteilt wird, wobei TRR dem Wert für das RR-Intervall (Zykluszeit) in Sekunden entspricht und 0 ≤ m ≤ 1.5.
  • Mit VEFF wird das effektive Volumen des von der elektrischen Messung umfassten thorakalen Gewebes definiert ([VEFF] = ml), und entsprechend der Erfindung das Schlagvolumen SV mittels der gemessenen Impedanz nach folgender Formel berechnet
    Figure 00080002
    (oder mittels der gemessenen Admittanz)
    mit 0.15 < n < 0.8 und 0 < m ≤ 1.5,
    und wobei C1 eine Konstante darstellt, deren Einführung notwendig ist, falls n + m ≠ 1 ist und die Einheiten den gemessenen Werte angepasst werden müssen, damit als Ergebnis ein Schlagvolumen im Millilitern erhalten wird. C1 muss nicht mit einem numerischen Wert ungleich 1 behaftet sein.
  • Eine bevorzugte Ausführung ist die für n = 1 – m. Dann ist C1 = 1.
  • Die am meisten bevorzugte Ausführung ist die für n = m = 0.5. Dann gilt
    Figure 00080003
  • Weitere Ziele, Eigenschaften und Vorteile der Erfindung werden im Rahmen der nun folgenden Beschreibung der bevorzugten Ausführung offensichtlich.
  • 1 ist eine schematische Darstellung der Vorrichtung, welche sowohl auf der linken als auch der rechten Seite des Brustkorbs einer Person eine vierpolige Anordnung von Oberflächenelektroden, eine Wechselstromquelle (AC) und einen Spannungsmessvorrichtung.
  • 2 ist eine schematische Darstellung der Vorrichtung nach 1, wobei die Messung aber auf die linke Seite des Brustkorbes der Person beschränkt ist.
  • 3 ist eine schematische Darstellung der Vorrichtung nach 2, wobei eine vierpolige Anordnung von Oberflächenelektroden quer über den Brustkorb der Person verwendet wird.
  • 4 ist eine schematische Darstellung der Vorrichtung nach 1, wobei eine gemeinsame Wechselstromquelle (AC) für die linke und rechte Seite des Brustkorbs der Person verwendet wird.
  • 5 ist eine schematische Darstellung, welche die Verwendung eines Ösophaguskatheters zur Bestimmung des SV mittels der Messung der ösophagealen Bioimpedanz (oder Bioadmittanz) wiedergibt.
  • 6 ist eine Darstellung, welche die Änderungen der thorakalen Impedanz auf Grund des Atemzyklus und jedes Herzzyklus zeigt.
  • 7 ist eine Darstellung, welche die Änderungen der thorakalen Impedanz auf Grund jedes Herzzyklus zeigt, wenn die Atmung unterdrückt wird.
  • 8 ist eine Darstellung von Signalverläufen eines Oberflächen-Elektrokardiogramms, des zeitlich veränderlichen Anteils der von Herzschlag her rührenden thorakalen elektrischen Impedanz, ΔZ(t), und der zeitlichen Ableitung dieses zeitlich veränderlichen Anteils der Impedanz, dZ(t)/dt.
  • 9 gibt das Blockschaltbild der erfindungsgemäßen Vorrichtung der mit Einzelheiten verschiedener Komponenten der Vorrichtung wieder.
  • 10 entspricht dem Blockschaltbild der 9, in welchem der digitale Signalprozessor weniger detailliert und der Mikroprozessor detaillierter wiedergegeben wird.
  • Vom Prinzip her wird ein elektrisches Wechselfeld über ein Thoraxvolumen eingeprägt, so dass ein Wechselstrom (AC) parallel zu dem aortalen Blutfluss fließt, d. h. in vertikaler Ausrichtung zwischen dem Hals und unteren Thoraxbereich. Der Strom mit bekannter Amplitude verursacht in der Richtung des elektrischen Felds einen Spannungsabfall, der proportional zu dem Produkt aus thorakaler Impedanz und eingeprägtem Strom ist.
  • 1 stellt schematisch eine erfindungsgemäße Vorrichtung und die elektrische Verbindung zum Subjekt 10 dar. Für die Messung der transthorakalen elektrischen Bioimpedanz (oder Bioadmittanz) wird eine vierpolige Anordnung von Oberflächenelektroden (mit Elektroden 12, 14 zur Stromeinspeisung (AC) und Elektroden 16, 18 zur Spannungsmessung) an der linken Seite des Subjekts angebracht, und eine weitere vierpolige Anordnung von Oberflächenelektroden (mit Elektroden 20, 22 zur Stromeinspeisung (AC) und Elektroden 24, 26 zur Spannungsmessung) an der rechten Seite des Subjekts.
  • Die linkseitig angebrachte Elektrodenanordnung schließt zwei Stromführende Elektroden 12, 14 ein, welche mit einer Wechselstromquelle 28 verbunden sind, und zwei Spannungsabnehmende Elektroden 16, 18 ein, welche mit einer Spannungsmessvorrichtung 30 bzw. Voltmeter L verbunden sind. Eine Spannungsabnehmende Elektrode (16) ist am Halsansatz angebracht, während die andere (18) am unteren Thorax auf der Höhe des Xiphoids angeordnet ist. Die Stromführenden Elektroden (12, 14) sind, in vertikaler Richtung, über bzw. unterhalb der Spannungsabnehmenden Elektroden (16, 18) angeordnet.
  • Die rechtsseitig angebrachte Elektrodenanordnung schließt zwei Stromführende Elektroden 20, 22 ein, welche mit einer Wechselstromquelle 32 verbunden sind, und schließt zwei Spannungsabnehmende Elektroden 24, 26 ein, welche mit einer Spannungsmessvorrichtung 34 bzw. Voltmeter R verbunden sind. Eine Spannungsabnehmende Elektrode (24) ist am Halsansatz angebracht, während die andere (26) am unteren Thorax auf der Höhe des Xiphoids angeordnet ist. Die Stromführenden Elektroden (20, 22) sind, in vertikaler Richtung, über bzw. unterhalb der Spannungsabnehmenden Elektroden (24, 26) angeordnet.
  • Die Wechselstromquellen 28 und 32 sind Spannungsgesteuerte Stromquellen (VCCS). Jede VCCS stellt eine Wechselstrom (AC) zur Verfügung, welcher über Analog/Digital-Wandler 42, 44 gemessen wird. Alternativ kann die Amplitude des Wechselstroms konstant gehalten und die Analog/Digital-Wandler 42, 44 weggelassen werden. Ein Digital/Analog-Wandler (DAC) 36 stellte einen Ausgang zur Verfügung, welcher die Wechselstromquellen 28 und 32 steuert. Der Digital/Analog-Wandler (DAC) 36 selbst wird von einem Signalsynthesizer 38 angesteuert. Der Signalsynthesizer 38 wird über eine Stützstellentabelle im Speicher des digitalen Signalprozessors 40 als Teil einer Prozessoreinheit 80 (angedeutet durch gestrichelte Linien) integriert. Alternativ kann ein direkter digitaler Synthesizer (DDS, nicht gezeigt) die Funktionen des DAC 36 und des Signalsynthesizer 38 ersetzen. Die Prozessoreinheit 80 erkennt die Wechselstrom-Amplitude und -Phasenlage jedes VCCS.
  • Die von den Spannungsmessvorrichtungen 30 and 34 gemessenen Spannungen enthalten nicht nur einen Signalanteil bedingt durch die Wechselstromeinprägung, sondern auch einen Signalanteil, aus dem ein Elektrokardiogramm (EKG) abgeleitet werden kann. Der Einsatz von Filtern trennt den Wechselstrombedingten Signalanteil von den EKG-Anteilen. Der Wechselstrombedingte Signalanteil ist proportional dem Produkt aus eingeprägtem Wechselstrom und der Impedanz (welche die Unbekannte ist). Falls ein Strom mit konstanter Amplitude eingeprägt wird, ist die Spannung VL 46, die von der Spannungsmessvorrichtung 30 gemessen und mittels des Analog/Digital-Wandler 48 digitalisiert wird, direkt proportional zu der unbekannten Impedanz des linksseitigen Brustkorbs, ZL(t) (oder, YR(t)). Wenn die Wechselstromamplitude konstant gehalten wird, ist die Spannung VR 50, die von der Spannungsmessvorrichtung 34 gemessen und mittels des Analog/Digital-Wandler 52 digitalisiert wird, direkt proportional zu der unbekannten Impedanz des rechtsseitigen Brustkorbs, ZR(t) (oder umgekehrt proportional zu der unbekannten Admittanz, YR(t)). Die Prozessoreinheit 80 bestimmt Z(t) aus Mittelwertbildung von ZL(t) and ZR(t), oder Y(t) aus Mittelwertbildung von YL(t) und YR(t). Alternativ können die zwischen den Elektroden 16 und 18 (linke Seite) gemessene Spannung VL 46 und die zwischen den Elektroden 24 und 26 (rechte Seite) gemessene Spannung VR 50 vor der Span nungsmessvorrichtung summiert oder gemittelt werden, so dass nur ein Analog/Digital-Wandler benötigt wird.
  • Eine Demodulation des Wechselstrombedingten Signalanteils ist notwendig, um den zur Impedanz zugehörigen Anteil aus dem Wechselspannungs-Trägersignal zu extrahieren. Eine Demodulation der vom Brustkorb abgeleiteten Spannungen ist zum Beispiel beschrieben bei Osypka und Schafer (Impedance cardiography: Advancements in system design. Proceedings of the X. International Conference an Electrical Bio-Impedance (ICEBI). Barcelona, Spain, April 5–9, 1998), die phasensensitive Gleichrichtung verwenden. In 1 ist die Demodulation integrierter Bestandteil der Spannungsmessvorrichtungen 30, 34. Alternativ wird die Demodulation mittels digitaler Korrelationsverfahren erreicht, ausgeführt, zum Beispiel, durch den digitalen Signalprozessor 40 (Osypka et al. Determination of electrical impedances of tissue at a frequency range of 5 Hz to 20 KHz by digital correlation technique. Proceedings of the V. Mediterranean Conference an Medical and Biological Engineering (MEDICON). Patras, Greece, August 29–September 1, 1989).
  • Die Spannungsmessvorrichtung 30 stellt auch den zwischen den linksseitig angeordneten Spannungsabgreifenden Elektroden 16 und 18 gemessenen Vektor VBC des Elektrokardiogramms (EKG) zur Verfügung, der mittels eines Analog/Digital-Wandlers 56 digitalisiert und einer Prozessoreinheit 80 zugeführt wird. Die Spannungsmessvorrichtung 34 stellt die zwischen den rechtsseitig angeordneten Spannungsabgreifenden Elektroden 24 and 26 gemessenen EKG-Vektor VFG zur Verfügung, der mittels eines Analog/Digital-Wandlers 60 digitalisiert und einer Prozessoreinheit 80 zugeführt wird.
  • Es wird vorausgesetzt, dass mehr EKG-Vektoren über paarweise Kombination von Spannungsabgreifenden Elektroden zwischen der linken Thoraxseite (16, 18) und der linken Thoraxseite (24, 26) abgeleitet werden können. Die Erfassung zusätzlicher EKG-Vektoren erfordert zusätzliche Spannungsmessvorrichtungen und Analog/Digital-Wandler (ADC), welche mit der Prozessoreinheit verbunden sind.
  • Die Prozessoreinheit bestimmt automatisch oder durch den Benutzer geführt den vorteilhaftesten EKG-Vektor, oder legt mehrere EKG-Vektoren übereinander, um ein Mittelwert- oder Referenz-EKG 62 zu erhalten. Alternativ können die Ausgänge mehrere Spannungs messvorrichtungen in einen separaten Multiplexer geführt werden. Der Ausgang dieses Multiplexers wird durch den Benutzer gesteuert oder automatisch durch den digitalen Signalprozessor. Alternativ kann das EKG über einen externen EKG-Monitor erhalten und als das Referenz-EKG 62 verwendet werden.
  • Die Prozessoreinheit 80 trennt die quasi-konstante Grundimpedanz, Z0, von der zeitlich veränderlichen, von der Herzaktivität herrührenden Änderung, ΔZ(t), oder, falls die Admittanz zur Anwendung kommt, die quasi-konstante Grundadmittanz, Y0, von der zeitlich veränderlichen, von der Herzaktivität herrührenden Änderung, ΔY(t). Einzelheiten der daraus folgenden angewandten Signalverarbeitung sind in Zusammenhang mit den 9 und 10 beschrieben.
  • Die Prozessoreinheit 80 in 1 ist aufgeteilt in einen digitalen Signalprozessor 40 und einen Mikroprozessor (μP) 66. Hier stellt der Mikroprozessor 66 die Schnittstelle zwischen dem digitalen Signalprozessor 40 und dem Benutzer her. Die Funktionseinheiten, die hier als Teil des digitalen Signalprozessors beschrieben sind, sind hinsichtlich der Implementierung nicht ausschließlich auf einen digitalen Signalprozessor beschränkt, sondern können im Mikroprozessor realisiert werden, oder umgekehrt. Alternativ kann die Prozessoreinheit nur aus einem digitalen Signalprozessor oder nur aus einem Mikroprozessor bestehen.
  • Das Gewicht des Subjekts, und andere Daten, werden über eine Tastatur 68 eingegeben. Alternativ können die Daten über einen berührungsempfindlichen Bildschirm 70 oder über eine digitale Schnittstelle 72 eingegeben werden.
  • Das Schlagvolumen (SV) wird durch die Prozessoreinheit 80 berechnet entsprechend der bevorzugten Formel
    Figure 00130001
    und wobei die Parameter, welche für diese Berechnung verwendet werden, genau diese sind, welche über die Tastatur 68, die berührungsempfindlichen Anzeige 70 oder die digitale Schnittstelle 72 eingegeben wurden oder die, welche durch die Prozessoreinheit 80 bestimmt wurden, wie es im folgenden im Zusammenhang mit den 6–10 erläutert wird. Das berechnete Schlagvolumen wird zusammen mit den in diesem Zusammenhang stehenden kardiovaskulären Parametern auf einer numerischen oder grafischen Anzeige 70 dargestellt. Alternativ oder zusätzlich werden die Daten über eine Datenschnittstelle 72 übertragen.
  • Die Einrichtung einer eigenen Wechselstromquelle für jede der vierpoligen Elektrodenanordnungen erlaubt die Messung der Haut-Elektroden-Übergangsimpedanz und deshalb die Überwachung des Haut-Elektroden-Kontakts der Stromführenden Elektroden dieser Elektrodenanordnung. Die Vorrichtung entsprechend 1 bietet die Möglichkeit, den Haut-Elektroden-Kontakt individuell für die linke und rechte Thoraxhälfte zu überwachen. Qualitativ kann eine Komparatorschaltung (nicht gezeigt) bestimmen, ob eine Übersteuerung der Wechselstromquelle vorliegt, zum Beispiel wegen einer unendlich hohen Last (Bruch einer Verbindung, lose Elektrode). Quantitativ kann eine Spannungsmessvorrichtung an die Ausgänge der Wechselstromquelle angeschlossen oder temporär zugeschaltet werden. Die Spannungsmessvorrichtung misst die Spannung über den Schnittstellen von Haut und Elektrode und dem Brustkorb. Die von der Wechselstromquelle wahrgenommene Impedanz wird als das Verhältnis von gemessener Spannung und bekanntem eingeprägtem Wechselstrom ermittelt.
  • 2 zeigt schematisch eine alternative Ausführung der Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung. Diese Ausführung stimmt mit der in 1 beschrieben Vorrichtung überein, ausgenommen dass nur eine einzige Wechselstromquelle 28, eine einzige Spannungsmessvorrichtung 30 bzw. Voltmeter L und eine einzige vierpolige Anordnung von Oberflächenelektroden zur Anwendung kommen. Die Wechselstromquelle 28 ist mit den Stromführenden Elektroden 12 und 14 verbunden, und die Spannungsmessvorrichtung 30 mit den Spannungsabgreifenden Elektroden 16 und 18. Bei Verwenden nur einer einzigen Elektrodenanordnung (in 2 die linksseitige Elektrodenanordnung) ist nur der Oberflächen-EKG-Vektor VBC 54 verfügbar.
  • 3 zeigt schematisch eine weitere Ausführung der Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung. Diese Ausführung stimmt mit der in 2 beschrieben Vorrichtung überein, ausgenommen dass die vierpolige Elektrodenanordnung quer über den Brustkorb angeordnet wird. Die Wechselstromquelle 30 ist mit den Stromführenden Elektroden 20 und 14 verbunden, und die Spannungsmessvorrichtung 30 bzw. Voltmeter L mit den Spannungsabgreifenden Elektroden 24 und 18. Bei Verwenden nur einer einzigen Elektrodenanordnung quer über den Thorax ist nur der Oberflächen-EKG-Vektor VFC 54 verfügbar.
  • 4 zeigt schematisch eine alternative Ausführung der Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung. Diese Ausführung stimmt mit der in 1 beschrieben Vorrichtung überein, ausgenommen dass nur eine einzige Wechselstromquelle 28 zur Anwendung kommt and parallel mit den Stromführenden Elektroden 12, 14 der Elektrodenanordnung auf der linken Seite und mit den Stromführenden Elektroden 20, 22 der Elektrodenanordnung auf der rechten Seite verbunden sind. Die Fähigkeit der Vorrichtung wie in 4 gezeigt, den Haut-Elektroden-Kontakt der Elektroden für die linke und rechte Seite getrennt zu überwachen, ist gegenüber der Vorrichtung in 1 eingeschränkt.
  • Obwohl sich die bisherige Beschreibung auf die Messung der Impedanz (oder Admittanz) des Thorax des Patienten mittels Oberflächenelektroden bezog, sind die Vorrichtung und das Verfahren nicht auf diese Anwendung beschränkt. Insbesondere besteht die Möglichkeit, Elektroden, die auf einem Ösophaguskatheter angebracht sind, in den Ösophagus eines Patienten einzuführen.
  • 5 zeigt schematisch eine weitere Ausführung der Vorrichtung gemäß der Erfindung. Diese Vorrichtung stimmt mit der in 2 beschrieben Vorrichtung überein, nur dass sich eine vierpolige Elektrodenanordnung auf einem Ösophaguskatheter befindet. Die Wechselstromquelle 28 ist mit den Stromführenden Elektroden und die Spannungsmessvorrichtung (Voltmeter L) 30 mit den Spannungsabgreifenden Elektroden verbunden. Der ösophageale EKG-Vektor VES und das ösophageale Impedanzsignal VE werden über die Spannungsabgreifenden Elektroden erhalten. Die Änderungen der Impedanz (oder Admittanz) auf Grund des pulsförmigen Gefäßflusses kann gemessen werden.
  • Falls die Vorrichtung wie in 5 gezeigt verwendet wird, kann das Schlagvolumen prinzipiell nach der oben angegebenen Formel (1) ermittelt werden, wobei die Koeffizienten und Exponenten und die im Folgenden beschriebene Implementierung von
    Figure 00160001
    entsprechend angepasst werden müssen. Der Gebrauch von Elektroden, die in den Ösophagus eingeführt werden, ist zum Beispiel im U.S. Patent Nr. 4,836,214 beschrieben, welches hiermit durch Referenz mit einbezogen wird.
  • Im Folgenden ist beschrieben, wie die verschiedenen Parameter, welche in der Formel (1) verwendet werden, ermittelt werden.
  • 6 illustriert die Veränderungen der thorakalen Impedanz mit jedem Atemzyklus und mit jedem Herzzyklus. Das Elektrokardiogramm (EKG) ganz oben stellt eine Referenz für die mit dem Herzzyklus einhergehenden Impedanzänderungen dar. Der größte Anteil der thorakalen Impedanz, die Grundimpedanz, Z0, wird als fortlaufender Mittelwert der gemessenen thorakalen Impedanz über einer Zeitperiode von z. B. 5 Sekunden gebildet. Bei einem normalen gesunden Subjekt nimmt Z0 einen Wert von ungefähr 30 Ω an, und ändert diesen Wert nicht von Herzschlag zu Herzschlag. Z0 überlagert sind Änderungen der Impedanz (ΔZ), die einhergehen sowohl mit der Atmung (ΔZRESP) als auch mit dem pulsförmigen Blutfluss (ΔZCARD). Die gesamte thorakale Impedanz zu jedem Zeitpunkt kann deshalb so ausgedrückt werden: Z(t) = Z0 + ΔZ(t) = Z0 + ΔZRESP(t) + ZCARDIAC(t)
  • In 6 beginnt der Atemzyklus mit maximal eingeatmetem Zustand, in dem die Luft in den Lungen einen Anstieg der thorakalen Impedanz im Vergleich mit der Grundimpedanz Z0 verursacht. Während des Ausatmens nimmt das Verhältnis von Luft zu Flüssigkeit im Thorax ab, wie auch die thorakale Impedanz abnimmt.
  • Wenn die Atmung unterdrückt wird, oder der entsprechende Effekt aus dem Impedanzsignal (oder Admittanzsignal) herausgefiltert wird, verbleibt nur noch der durch den Herzschlag verursachte, pulsförmige Impedanzanteil, ΔZCARDIAC (7). Zur Vereinfachung wird im Folgenden unter ΔZ jeweils die durch den Herzschlag verursachte Impedanzänderung verstanden, das heißt die Impedanzänderung bedingt durch den ventrikulären Auswurf, ΔZCARDIAC.
  • 8 enthält parallele Aufzeichnungen des Oberflächen-Elektrokardiogramms (EKG) 100, des thorakalen mit dem Herzschlag einhergehenden Impedanzpuls, ΔZ(t) 102, und die Änderungsrate der thorakalen Impedanz, dZ(t)/dt 104.
  • Die aufeinander folgende, nahezu synchron verlaufende elektrische Depolarisation des atrialen und ventrikulären Herzmuskels kann elektronisch erfasst und dargestellt werden, und der elektrische Kurvenverlauf ist entsprechend der allgemeinen Nomenklatur durch den 'PQRST'-Komplex in der EKG-Aufzeichnung. Der 'PQRST'-Komplex schließt die P-Welle ein, die mit der atrialen Depolarisation einhergeht, die Q-Welle (mit 'Q' gekennzeichnet), die mit der Depolarisation des interventrikulären Septums zusammenfällt, die R-Zacke (mit 'R' gekennzeichnet), die mit der Depolarisation des ventrikulären Kammermuskels zusammenfällt, und die T-Welle, welche die Repolarisation der ventrikulären Myokardzellen repräsentiert.
  • Die R-Zacke wird zum Beispiel ermittelt durch kontinuierliche Erfassung der EKG-Signalamplitude und ihrer nach Berechnung der ersten zeitlichen Ableitung verfügbaren Steigung. Falls die absolute Steigung des EKG-Signals eine bestimmte Schwelle überschreitet, richtet die EKG-Prozessoreinheit 62 ein Zeitfenster ein, innerhalb dessen der absolute Spitzenwert des EKG-Signals identifiziert und als Zeitpunkt des Auftretens der R-Zacke festgelegt wird.
  • Das Zeitintervall zwischen zwei aufeinander folgenden R-Zacken wird als R-R Intervall (TRR, 8) definiert. In der Vorrichtung entsprechend der bevorzugten Ausführung repräsentiert das R-R Intervall die Herzzyklusperiode. Alternativ können aber auch andere Zeitintervalle wie zum Beispiel das Q-Q Intervall verwendet werden, um die Herzzyklusperiode im Sinne der Erfindung zu bestimmen.
  • Die R-Zacke jedes 'PQRST'-Komplexes dient als zeitliche Referenz für die Verarbeitung von ΔZ(t) und dZ(t)/dt. Der Punkt Q tritt ungefähr 50 ms vor der R-Zacke auf und wird als Beginn der elektromechanischen Systole angesehen. Das Zeitintervall zwischen dem Punkt Q und dem Öffnen der Aortenklappe (der mit 'B' bezeichnete Punkt) ist auch als Präejektionszeit, TPE, bekannt. Das Zeitintervall zwischen dem Punkt B und dem Schließen der Aortenklappe (der mit 'X' bezeichnete Punkt) wird als linksventrikuläre Auswurfzeit, TLVE, definiert. Der mit 'C' bezeichnete Punkt markiert die größte Abfallsrate der Impedanz, das heißt ein Minimum von dZ(t)/dt. Der Spitzenwert von dZ(t)/dt zu diesem Zeitpunkt wird im Folgenden bezeichnet als
    Figure 00180001
  • Der mit 'Y' bezeichnete Punkt markiert das zeitliche Auftreten des Pulmonalklappenverschlusses. Der mit 'O' bezeichnete Punkt tritt in der Diastole auf und ist bekannt dafür, dass er mit der frühen Phase des schnellen ventrikulären Füllens einhergeht.
  • Der Wert und TLVE kann automatisch mit Hilfe einer Computerauswertung erfolgen, bei der nach vorher definierten Kriterien geprüft wird. Das Kriterium zur Bestimmung des Punktes B stellt der steile Abfall von dZ(t)/dt im Anschluss daran dar, während der Punkt X als das erste Maximum von dZ(t)/dt nach
    Figure 00180002
    gilt. Die Bestimmung dieser zwei interessierenden Punkte ist also verhältnismäßig einfach für den Computerfachmann. Das zuletzt genannte Verfahren wird in 9 wiedergegeben durch die Einheit zur Bestimmung von TLVE 218 als Teil der Prozessoreinheit (80) und noch spezieller als Teil des Signalprozessors (40). Alternativ kann der Wert von TLVE auch von Hand durch den Benutzer bestimmt und dann über die Tastatur 68 in die Berechnung eingegeben werden.
  • Das Blockschaltbild in 9 illustriert die Erfassung von dem EKG und der thorakalen Impedanz Z(t), mit besonderem Schwerpunkt auf dem digitalen Signalprozessor (DSP) 40 als Teil der Prozessoreinheit 80 (angedeutet durch die gestrichelten Linien). Das menschliche Subjekt 10 ist schematisch gezeigt. Die spannungsgesteuerte Wechselstromquelle 200 prägt eine Wechselstrom IAC über dem Thorax des Subjekts ein. Die die Stromquelle steuernde Spannung wird außerhalb der Prozessoreinheit oder durch einen Synthesizer 202 innerhalb der Prozessoreinheit erzeugt (angedeutet durch die gestrichelte Linie zwischen 202 und 200). In der bevorzugten Ausführung stellt die Wechselstromquelle einen Strom mit konstanter Amplitude zur Verfugung, und zwar in weiten Grenzen unabhängig von der Last. Dann muss lediglich die Wechselstromamplitude der Prozessoreinheit 80 mitgeteilt werden. Falls die Amplitude der Wechselstromquelle nicht konstant gehalten wird, muss diese gemessen und von der Prozessoreinheit berücksichtigt werden, wie das mit dem gestrichelten Pfeil zwischen 200 und 210 angedeutet ist.
  • Auf Grund des über dem Thorax eingeprägten Stroms IAC kann eine Spannungsmessvorrichtung 204 die Spannung UAC messen. Diese Spannung enthält ein Signal, welches, moduliert auf eine Trägerfrequenz, proportional dem eingeprägten Wechselstrom und der (unbekannten) thorakalen Impedanz ist, und ein EKG-Signal, welches zwischen den Spannungsabgreifenden Elektroden gewonnen wird. Im Rahmen der Spannungsmessvorrichtung 204 können Filter eingesetzt werden, um das EKG-Signal vom durch den eingeprägten Wechselstrom bedingten Signal zu trennen.
  • Das EKG-Signal dient als Eingabe an eine EKG-Einheit 62, die das EKG-Signal als zeitliche Referenz für die Verarbeitung des Impedanzsignals verwendet. Alternativ oder zusätzlich kann das EKG auch durch eine eigenständige und außerhalb der hier beschriebenen Vorrichtung befindliche Quelle 206 erfasst und ausgewertet werden (angedeutet durch die gestrichelten Pfeile von 10 über 206 nach 62). Eine Vorrichtung 208 bestimmt das RR Intervall, TRR, aus dem Referenz-EKG 100 (siehe auch 6), welches von der EKG-Prozessoreinheit 62 zur Verfügung gestellt wird. Alternative kann TRR als das Zeitintervall zwischen zwei aufeinander folgenden
    Figure 00190001
    Ereignissen bestimmt werden, welches TRR abschätzt (angedeutet in 8 und, durch eine gestrichelte Linie 230, in 9). In einer alternativen Ausführung gemäß der Erfindung sind die Einheiten 62 und 208 nicht Teil der Prozessoreinheit 80, sondern externe Geräte.
  • Die Spannungsmessvorrichtung 204 entfernt durch Demodulation die Wechselstrom-Trägerfrequenz vom Anteil von UAC, der durch den eingeprägten Wechselstrom bedingt ist. Die Vorrichtung 210 bestimmt die Impedanz Z(t) durch Berechnung des Verhältnisses aus gemessenen Spannung und eingeprägtem Wechselstrom IAC:
    Figure 00190002
  • Ein Tiefpassfilter (TPF) 212 wird auf Z(t) angewendet, um die Grundimpedanz, Z0, zu erhalten. Ein Hochpassfilter (HPF) 214 wird auf Z(t) angewendet, um den durch den Herzschlag bedingten Impedanzpuls, ΔZ(t) 102, zu erhalten (siehe auch 6). Die Aufgabe des Hochpassfilters ist auch, die Impedanzänderungen bedingt durch die Lungenbelüftung (Atmung) zu beseitigen. Ein Differenzierglied 216 bestimmt die erste zeitliche Ableitung, oder Steigung, von ΔZ(t), das heißt dZ(t)/dt. Dieses Signal wir auch als Änderungsrate der thorakalen Impedanz 104 bezeichnet (siehe auch 6).
  • In Bezug auf 6: Wie bereits beschrieben weist das dZ(t)/dt Signal 104 weist charakteristische Merkmale auf. Die linksventrikuläre Auswurfzeit TLVE wird aus dem dZ(t)/dt Signal bestimmt. Bei Anwendung einfacher mathematischer Kurvendiskussion kann ein Fachmann das zeitliche Auftreten des Öffnens der Aortenklappe, Punkt B (siehe Pfeil), als die "Kerbe" kurz vor dem steilen Abfall von dZ(t)/dt (nach der R-Zacke, aber vor dem Punkt C) identifizieren. Das Schließen der Aortenklappe, als Punkt X bezeichnet und mit einem darauf zeigenden Pfeil versehen, entspricht einem lokalen Maximum von dZ(t)/dt nach dem Punkt C. Der digitale Signalprozessor (DSP) 40 erhält diese Punkte B, C and X automatisch von einer Prozessoreinheit 218 (7). Diese Einheit bestimmt T aus der Zeitdifferenz zwischen Punkt B und Punkt X.
  • Wieder zurück bei 9, wird eine Spitzenwerterkennung 220 für das dZ(t)/dt Signal 104 verwendet, um die maximale Änderungsrate der Impedanz während der Systole zu erhalten, siehe Punkt C in 7 und sein zeitliches Auftreten. Das von Einheit 62 angebotene EKG wird als zeitliche Referenz verwendet. Der Ausgang der Spitzenwerterkennung, relevant für die Bestimmung des SV, ist maximale absolute Änderungsrate der Impedanz,
    Figure 00200001
  • Die linksventrikuläre Auswurfzeit, TLVE, das RR Intervall, TRR, the Grundimpedanz, Z0, und die maximale absolute Änderungsrate der Impedanz,
    Figure 00200002
    werden weiter einem Mikroprozessor (μP) 66 zugeführt. Der μP 66 bestimmt das Schlagvolumen (SV) aus den gemessenen und vom DSP 40 verarbeiteten Parametern und aus anderen, zum Beispiel über die Tastatur 68 eingegebenen Parametern (insbesondere: Gewicht). Die mit dem μP 66 verbundene Anzeige 70 zeigt das SV und die Werte anderer im Zusammenhang stehender kardiodynamische Parameter an. Alternativ kann statt der Anzeige ein berührungsempfindlicher Bildschirm zur Anwendung kommen, der es dem Benutzer erlaubt, das Gewicht und andere demographische Daten direkt über den Bildschirm einzugeben. Über eine Datenschnittstelle 72 kann der μP 66 Daten von anderen, externen Geräten empfangen, zum Beispiel TRR und/oder TLVE, oder Daten zu anderen, externen Geräten wie z. B. Patientenmonitore schicken.
  • Das Blockschaltbild der 10 verdeutlicht die Erfassung des EKG und der thorakalen Impedanz Z(t) mit besonderem Schwerpunkt auf dem Mikroprozessor (μP) 66. Der μP 66 erhält den Wert für Z0 vom DSP 40. Eine Einheit 300 berechnet den Kehrwert von Z0, welcher mit dem von DSP erhaltenen Wert für
    Figure 00210001
    multipliziert wird 302. Dieses Produkt wird der Einheit 304 zugeführt, welche die Quadratwurzel bestimmt. Das Ergebnis entspricht dem Term
    Figure 00210002
    welcher einen integralen Bestandteil der Berechnung des SV darstellt.
  • Der μP verwendet den Wert für Z0 für die Bestimmung des Index für die transthorakale spezifische Impedanz 308, im Folgenden auch als
    Figure 00210003
    bezeichnet. Dieser Index gibt das Vorhandensein oder Fehlen von abnormalem Lungenwasser an, und wird als Teil der Erfindung angesehen.
    Figure 00210004
    bezieht sich auf das Ausmaß oder den Grad der abnormalen Überbrückung oder des Nebenschlusses des eingeprägten Wechselstroms über abnormale, leitende Wege in der Umgebung von VEFF. Der kritische Wert der Grundimpedanz wird als ZC definiert, wobei ZC größer als 15 Ω und kleiner als 25 Ω angenommen wird, d. h. 15 Ω < ZC < 25 Ω. In der bevorzugten Ausführung wird ZC = 20 Ω gewählt (Critchley LAH et al. The effect of lung injury and excessive lung fluid an impedance cardiac output mea surements in the critically ill. Intensive Care Med 2000; 26: 679–685; Critchley LAH et al. Lung fluid and impedance cardiography. Anesthesia 1998; 53: 369–372; Shoemaker WC et al. Multicenter study of noninvasive systems as alternatives to invasive monitoring of acutely ill emergency patients. Chest 1998; 114: 1643–1652; Shoemaker WC et al. Multicenter trial of a new thoracic electrical bioimpedance device for cardiac output estimation. Crit Care Med 1994; 22: 1907–1912).
  • Im normalen kardiopulmonalen Zustand, gekennzeichnet durch Z0 ≥ ZC, nimmt
    Figure 00220001
    dem Wert 1 an. Im abnormalen kardiopulmonalen Zustand, d. h. bei Vorhandensein von zusätzlichen thorakalen Flüssigkeiten (Z0 < ZC), nimmt
    Figure 00220002
    einen Wert kleiner 1 and und größer als 0 an, d. h. 0 <
    Figure 00220003
    < 1, und wird folgendermaßen berechnet:
    Figure 00220004
  • C2 ist eine Konstante und in der bevorzugten Ausführung gleich 0. In einer einfacheren Ausführung der Erfindung wird
    Figure 00220005
    für alle Werte von Z0 gleich 1 angenommen.
  • Eine Einheit 310 berechnet den Kehrwert von
    Figure 00220006
    oder eine Potenz davon. Der Ausgang von 310 wird in der Einheit 312 multipliziert mit dem Ausgang der Einheit 314, welche das von der Körpermasse abgeleitete Volumenäquivalent für das thorakale Blutvolumen für den stabilen, normalen kardiopulmonalen Zustand berechnet. Die Einheit 314 verlangt die Eingabe des Gewichts des gerade untersuchten Subjekts 10 (angedeutet durch die gestrichelte Linie bei 316). In der bevorzugten Ausführung wird das Gewicht über die Tastatur 68 oder den berührungsempfindlichen Bildschirm 70 eingegeben. Alternativ kann der Wert für das Gewicht woanders eingegeben und über die Datenschnittstelle 72 empfangen werden (angedeutet durch die gestrichelte Linie bei 318). Der Ausgang des Multiplizierers 312 entspricht VEFF, mit
    Figure 00220007
    wobei C3 mit einem Wert von 13 angenommen wird, alternativ aber auch einen Wert im Bereich von 0.01–15 annehmen kann. Im fall der Ausführung entsprechend den 1–4 umfasst der Wertebereich für C3 den Bereich von 11–15. Im Fall der Ausführung entsprechend der 5 umfasst der Wertebereich von C3 vorzugsweise den Bereich von 0.01–2.00. In der bevorzugten Ausführung wird der Exponent für das Gewicht, X, mit 1.025 angenommen. Ansonsten mit seinen Grenzen innerhalb 0.9–1.1, welche extrapoliert wurden von den von Holt et al. vorgestellten Daten unter dem Titel "Ventricular volumes and body weight in mammals", Am. J. Physiol. 1968; 215: 704–715. In der bevorzugten Ausführung wird der Exponent, N, für
    Figure 00230001
    mit 1.5 angenommen, ansonsten mit seinen Grenzen im Bereich von 1.0–2.0.
  • VEFF entspricht nach der hier verwendeten Modellvorstellung dem von der Körpermasse abgeleiteten Volumenäquivalent für das thorakale Blutvolumen im stabilen, normalen Zustand. VEFF gibt auch die also gesamten thorakalen Flüssigkeiten in instabilen kardiopulmonalen Krankheitszuständen wieder. Diese Bedingungen sind gekennzeichnet durch das abnormale Vorhandensein von zusätzlichen thorakalen Flüssigkeiten. In den Veröffentlichungen von Critchley et al. (Lung fluid and impedance cardiography. Anesthesia 1998; 53: 369–372; The effect of lung injury and excessive lung fluid an impedance cardiac output measurements in the critically ill. Intensive Care Med 2000; 26: 679–685) and Shoemaker et al. (Multicenter trial of a new thoracic electrical bioimpedance device for cardiac output estimation. Crit Care Med 1994; 22: 1907–1912; Multicenter study of noninvasive systems as alternatives to invasive monitoring of acutely ill emergency patients. Chest 1998; 114: 1643–1652) wurde der Einfluss von zusätzlichen thorakalen Flüssigkeiten auf die Bestimmung der SV mit Hilfe der elektrischen Bioimpedanz beobachtet.
  • Das Volumen VEFF, welches entsprechend
    Figure 00230002
    bestimmt wird, stellt einen integralen Bestandteil der bevorzugten Ausführung und der darin enthaltenen neuen Gleichung für das Schlagvolumen dar. Mit geeigneter Skalierung statt dessen können andere Volumina wie zum Beispiel die von Sramek und Bernstein definierten Volumina, die auf der Abweichung des tatsächlichen Gewichts vom Idealgewicht beruhen, verwendet werden. Die Verwendung anderer Volumen geht auf Kosten der Genauigkeit über einen weiten Bereich von Subjekten auf Grund ihrer Körper- und Krankheitszustände.
  • Der DSP 40 stellt die gemessenen Werte für die linksventrikuläre Auswurfzeit, TLVE, und das RR Intervall, TRR, zur Verfügung. Alternativ kann TLVE auch manuell über die Tastatur 68 eingegeben werden (angedeutet durch die gestrichelte Linie 320), oder anderweitig gemessen oder eingegeben und über die Datenschnittstelle 72 übertragen werden (angedeutet durch die gestrichelte Linie 322).
  • Alternativ kann TRR manuell über die Tastatur 68 eingegeben werden (angedeutet durch die gestrichelte Linie 324), oder anderweitig gemessen oder eingegeben und über die Datenschnittstelle 72 übertragen werden (angedeutet durch die gestrichelte Linie 326). Die Einheit 328 bestimmt den Kehrwert von TRR, welcher der Systemfrequenz des menschlichen Kreislaufsystems entspricht:
    Figure 00240001
  • Die Kreislauffrequenz, f0, oder ihr Kehrwert, TRR, kann über eine Anzahl von Perioden gemittelt werden. Zum Beispiel können diese Werte über die jeweils zurückliegenden zehn Herzzyklen gemittelt werden ("fortlaufende Mittelwertbildung").
  • Alternativ kann die Kreislauffrequenz, f0, durch den Benutzer über die Tastatur 68 eingegeben werden oder über die Datenschnittstelle 72 übertragen werden.
  • Der Wert für die Herzrate (HR, in Schlägen pro Minute) wird durch Multiplikation 334 der Frequenz des Kreislaufsystems f0 mit 60 berechnet.
  • Alternativ kann die Herzrate, HR, durch den Benutzer manuell über die Tastatur 68 eingegeben oder über die Datenschnittstelle 72 übertragen werden.
  • Die Einheit 330 berechnet die Quadratwurzel. Der Ausgang der Einheit 330 entspricht der Bazett-Transformation (Bazett MC. An analysis of the time relations of electrocardiograms. Heart 1920, 7: 353–364), die, wenn sie in Einheit 332 mit TLVE multipliziert wird, TLVE normiert für die mechanische Frequenz des Systems. Diese normierte TLVE, die auch als so genannte korrigierte Flusszeit, FTC, bekannt ist,
    Figure 00250001
    stellt einen integralen Bestandteil der bevorzugten Ausführung und der in diesem Zusammenhang vorgeschlagenen neuen SV Gleichung. Andere Ausführungen können TLVE anstatt von FTC für die SV Berechnung verwenden, allerdings auf Kosten der Genauigkeit bei höheren Herzraten.
  • Ein Multiplizierer 336 berechnet das Produkt aus
    Figure 00250002
    und FTC, welches dem durch die Vorrichtung abgeschätzten SV entspricht ([SV] = ml):
    Figure 00250003
  • Der Wert des SV wird auf einer numerischen oder grafischen Anzeige 70 dargestellt. Alternative oder zusätzlich kann es auch über eine Datenschnittstelle 72 übertragen werden.
  • Das Herzminutenvolumen [L/min] wird dann aus dem SV[mL] berechnet:
    Figure 00250004
  • Die gemessenen Werte können über eine Anzahl von Perioden gemittelt werden. Zum Beispiel können die Werte jeweils über letzten zehn Herzzyklen gemittelt werden ("fortlaufender Mittelwert").
  • Obwohl die 1–5 und 7–8 andeuten, dass die Mehrzahl der Funktionseinheiten in einer Prozessoreinheit untergebracht sind, nämlich in einem Signalprozessor und einem Mikroprozessor, kann ein Teil oder alle Funktionen in individuellen Schaltungen realisiert werden.
  • Des Weiteren ist die Schätzung des SV gemäß dieser Erfindung nicht auf die Impedanzmethode beschränkt, sondern kann auch mittels des Ansatzes über die Admittanz ausgeführt werden. Mit
    Figure 00260001
    wird das SV abgeschätzt entsprechend
    Figure 00260002
  • Betreffend des Ansatzes über die Admittanz wird VEFF bestimmt nach
    Figure 00260003
    wobei C3 mit einem Wert von 13 angenommen wird, alternativ aber auch einen Wert im Bereich von 0.01–15 annehmen kann. In der bevorzugten Ausführung wird der Exponent für das Gewicht, X, mit 1.025 angenommen und ansonsten mit seinen Grenzen innerhalb 0.9–1.1. In der bevorzugten Ausführung wird der Exponent, N, für
    Figure 00260004
    mit 1.5 angenommen, ansonsten mit seinen Grenzen im Bereich von 1.0–2.0.
  • Der Wert für Y0 wird herangezogen, um den Index der transthorakalen spezifischen Admittanz, oder Leitfähigkeit, im Weiteren auch als
    Figure 00270001
    bezeichnet, zu bestimmen. Dieser Index gibt das Vorhandensein oder Fehlen von abnormalem Lungenwasser an, und wird als Teil der Erfindung angesehen.
    Figure 00270002
    bezieht sich auf das Ausmaß oder den Grad der abnormalen Überbrückung oder des Nebenschlusses des eingeprägten Wechselstroms über abnormale, leitende Wege in der Umgebung von VEFF. Der kritische Wert für die Grundimpedanz wird als YC definiert, wobei YC größer als 0.04 Ω–1 (25 Ω entsprechend) und kleiner als 0.0667 Ω–1 (15 Ω entsprechend), d. h. 0.04 Ω1 < YC < 0.0667 Ω–1. In der bevorzugten Ausführung wird YC = 0.05 Ω–1 (20 Ω entsprechend) gewählt.
  • Im normalen kardiopulmonalen Zustand, gekennzeichnet durch Y0 ≤ YC, nimmt
    Figure 00270003
    den Wert 1 an. Im abnormalen kardiopulmonalen Zustand, d. h. bei Vorhandensein von zusätzlichen thorakalen Flüssigkeiten (Y0 > YC), nimmt
    Figure 00270004
    einen Wert größer als 1 an, d. h.
    Figure 00270005
    und wird folgendermaßen berechnet:
    Figure 00270006
  • C2 ist eine Konstante und in der bevorzugten Ausführung gleich 0. In einer einfacheren Ausführung der Erfindung wird
    Figure 00270007
    für alle Werte von Y0 gleich 1 angenommen.
  • Es wird angemerkt, dass, wenn die elektrische Admittanz statt der elektrischen Impedanz ermittelt wird, die durch den DSP 40 ausgeführte Verarbeitung ähnlich ist. In diesem Fall erhält der DSP die Grundadmittanz, Y0, nach Anwendung eines Tiefpassfilters auf Y(t), welches dem Verhältnis von IAC 200 zu UAC 204 entspricht:
    Figure 00270008
  • Die Anwendung eines Hochpassfilters auf ΔY(t) und eines Differenzierglieds ergibt die Änderungsrate der durch den Herzschlag bedingten Admittanz, dY(t)/dt. Tatsächlich hat das dY(t)/dt Signal näherungsweise das gleiche Aussehen wie das invertierte dZ(t)/dt Signal. Im Fall des Ansatzes über die Admittanz bestimmt die Spitzenwerterkennung die maximale Änderungsrate der Admittanz,
    Figure 00280001

Claims (34)

  1. Vorrichtung zur Bestimmung eines angenäherten Werts für das Schlagvolumen SV (in Milliliter) des Herzens eines Lebewesens, bestehend aus a) einer Einheit (80) zur Messung der elektrischen Impedanz Z(t) einer Körperregion des Lebewesens, wobei sich der Wert der Impedanz Z(t) wegen des Herzschlags mit der Zeit t verändert; b) einer Einheit (80) zur Bestimmung der Grundimpedanz Z0 als Teil der elektrischen Impedanz Z(t), welche sich während der Periode eines Herzzyklus nicht wesentlich verändert; c) einer Einheit (220) zur Bestimmung eines Spitzenwerts
    Figure 00290001
    der zeitlichen Ableitung
    Figure 00290002
    der elektrischen Impedanz Z(t), der das absolute Maximum der Änderungsrate der elektrischen Impedanz Z(t) während der Systole des Herzzyklus bedeutet; d) einer Einheit (218) zur Bestimmung einer linksventrikulären Auswurfzeit, TLVE; und e) einer Einheit (208) zur Bestimmung der Periodendauer TRR des Herzzyklus; gekennzeichnet durch f) eine Einheit (80) zur Berechnung des angenäherten Werts für das Schlagvolumen SV, bei der die Einheit dahingehend eingerichtet ist, die Rechenvorschrift
    Figure 00290003
    auszuführen, mit 0,15 ≤ n < 0.8 und 0 ≤ m ≤ 1,5, und wobei VEFF einen angenäherten Wert des an der elektrischen Messung beteiligten Körpervolumens darstellt, mit einer Konstante C1, die auch den Wert 1 annehmen kann.
  2. Vorrichtung nach Anspruch 1, mit 0,3 ≤ n ≤ 0,65, und insbesondere mit 0,45 ≤ n ≤ 0,55.
  3. Vorrichtung nach Anspruch of 1, mit m = 1 – n, und insbesondere m = n = 0,5.
  4. Vorrichtung nach Anspruch 1, mit
    Figure 00300001
    mit W dem Körpergewicht des Lebewesens in Kilogramm (kg), C3 einem Koeffizienten mit einem konstanten Wert und X and N Exponenten mit konstanten Werten, mit
    Figure 00300002
    für alle Z0 ≥ ZC, und
    Figure 00300003
    für alle Z0 < ZC, und mit ZC einer Konstanten, und C2 einer Konstanten, die auch den Wert 0 annehmen kann.
  5. Vorrichtung nach Anspruch 1, mit VEFF = C3·WX (in Milliliter), mit W dem Körpergewicht des Lebewesens in Kilogramm, und C3 einem Koeffizienten mit einem konstanten Wert und X einem Exponenten mit einem konstanten Wert.
  6. Vorrichtung nach Anspruch 4 oder 5, bei der C3 einen Wert im Bereich von 0,01–15 annimmt, insbesondere einen Wert von ungefähr 13.
  7. Vorrichtung nach Anspruch 4 oder 5, bei der X einen Wert im Bereich von 0,9–1,1 annimmt, insbesondere etwa 1,025.
  8. Vorrichtung nach Anspruch 4, bei der N einen Wert im Bereich von 1,0–2,0 annimmt, insbesondere etwa 1,5.
  9. Vorrichtung nach Anspruch 4, bei der ZC einen Wert im Bereich von 15–25 Ω annimmt, insbesondere etwa 20 Ω.
  10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, bei der die Einheit zur Messung der elektrischen Impedanz Z(t) umfasst: – mindestens zwei Elektrodenpaare (12, 14; 16, 18; 20, 22; 24, 26); – eine Stromquelle (28, 32, 200), die einen Wechselstrom I(t) vorgegebener Amplitude erzeugt; – ein derart ausgebildetes Elektrodenpaar (12, 14; 20, 22), das es an die Stromquelle angeschlossen werden kann; – eine Einheit (30, 34) zur Messung einer Spannung U(t), die durch die Einprägung des Wechselstroms verursacht wird; – ein derart ausgebildetes Elektrodenpaar (16, 18; 24, 26), das es an die Einheit zur Messung der Spannung U(t) angeschlossen werden kann, – eine Einheit (80) zur Bestimmung der elektrischen Impedanz Z(t) aus der Spannung U(t) und dem Strom I(t).
  11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, bei der die Einheit (220) zur Bestimmung des Spitzenwertes
    Figure 00310001
    umfasst: – eine Einheit zur Bestimmung von ΔZ(t) aus Z(t); – eine Einheit zur Berechnung von
    Figure 00310002
    zumindest für das systolische Zeitintervall eines Herzzyklus; – eine Einheit zur Bestimmung des Maximalwertes einer Eingangsfunktion.
  12. Vorrichtung nach Anspruch 11, bei der die Einheit zur Bestimmung von ΔZ(t) einen Hochpassfilter (214) umfasst.
  13. Vorrichtung nach Anspruch 1, bei der die Einheit zur Bestimmung der Grundimpedanz Z0 einen Tiefpassfilter (212) umfasst.
  14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 13, bei der die Einheit (218) zur Bestimmung der TLVE die TLVE bestimmt, in dem sie durch die Analyse von
    Figure 00310003
    – einen Zeitpunkt des Aortenklappenöffnens, – einen Zeitpunkt des Aortenklappenschlusses ermittelt und die Zeitdifferenz aus dem Zeitpunkt des Aortenklappenöffnens und dem Zeitpunkt des Aortenklappenschlusses berechnet.
  15. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 14, bei der die Einheit (208) zur Bestimmung der Periodendauer TRR des Herzzyklus eine Einheit umfasst, welche mindestens eines der Signale aus den Größen Z(t), ΔZ(t),
    Figure 00320001
    analysiert.
  16. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 14, bei der die Einheit (208) zur Bestimmung der Periodendauer TRR des Herzzyklus Einheiten (62, 206) zur Messung des Elektrokardiogramms und für die Analyse der Messwerte des Elektrokardiogramm umfasst.
  17. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 16, die mindestens eine der Einheiten (220, 80, 218, 208, 80) zur Bestimmung von
    Figure 00320002
    Zn, TLVE and TRR, und die Einheit für die Berechnung in einer Prozessoreinheit enthält.
  18. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 17, die darüber hinaus eine Einheit (80) zur Berechnung des angenäherten Werts für das Herzminutenvolumen (CO) des Herzens eines Lebewesens (in Liter/Minute) aufweist, und die Einheit für die Berechnung einer Rechenvorschrift
    Figure 00320003
    eingerichtet ist.
  19. Verfahren zur nicht-invasiven Bestimmung eines angenäherten Werts für ein Schlagvolumen SV des Herzens eines Lebewesens, gekennzeichnet durch die folgenden Schritte: a) Messen der elektrischen Impedanz Z(t) einer Körperregion des Lebewesens mit mindestens zwei Paaren von Oberflächenelektroden, welche auf der Haut des Lebewesens angebracht werden, wobei sich der Wert der Impedanz Z(t) bedingt durch den Einfluss des schlagenden Herzens mit der Zeit t verändert, mit mindestens zwei Paaren von Oberflächenelektroden, welche am Körper der Lebewesens angebracht werden, von denen ein Elektrodenpaar mit einer Stromquelle verbunden ist, die einen Wechselstrom I(t) vorbestimmter Amplitude erzeugt, und das andere Elektrodenpaar mit einer Einheit verbunden ist, welche die durch die Stromeinprägung verursachte Spannung U(t) misst, und mit einer Einheit, welche die elektrische Impedanz Z(t) aus der Spannung U(t) und dem Strom I(t) bestimmt; b) Bestimmen der mittleren Impedanz Z0; c) Bestimmen des Spitzenwerts
    Figure 00330001
    einer Ableitung
    Figure 00330002
    der Impedanz Z(t) nach der Zeit t durch Betrachten der gemessenen Impedanz Z(t) mindestens während dem systolischen Zeitintervall eines Herzzyklus; d) Bestimmen der linksventrikulären Auswurfzeit, TLVE; und e) Bestimmen einer Periodendauer TRR des Herzzyklus; dadurch gekennzeichnet, dass f) ein angenäherter Wert des Schlagvolumens nach der Rechenvorschrift
    Figure 00330003
    bestimmt wird, mit 0,15 < n < 0,8 und 0 < m ≤ 1,5, und VEFF einem angenäherten Wert des an der elektrischen Messung beteiligten Körpervolumens, und C1 einer Konstanten, welche auch den Wert 1 annehmen kann.
  20. Verfahren nach Anspruch 19, bei dem 0,3 < n < 0,65, insbesondere mit 0,45 < n < 0,55.
  21. Verfahren nach Anspruch 19, bei dem m = 1 – n, insbesondere m = n = 0,5.
  22. Verfahren nach Anspruch 19, bei dem
    Figure 00330004
    und W das Körpergewicht eines Lebewesens in Kilogramm (kg) darstellt, C3 ein Koeffizient mit konstantem Wert ist, und X und N Exponenten mit konstanten Werten sind, mit
    Figure 00330005
    für alle Z0 ≥ ZC, und
    Figure 00330006
    für alle Z0 < ZC, und ZC einer Konstanten, und C2 einer Konstanten, die auch den Wert 0 annehmen kann.
  23. Verfahren nach Anspruch 19, bei dem VEFF = C3·WX (in Milliliter) ist, bei dem W das Körpergewicht des Lebewesens in Kilogramm angibt, und C3 einen Koeffizient mit einem konstanten Wert und X einen Exponent mit einem konstanten Wert darstellt.
  24. Verfahren nach Anspruch 22 oder 23, bei dem C3 einen Wert im Bereich von 0,01–15 annimmt, insbesondere einen Wert von ungefähr 13.
  25. Verfahren nach Anspruch 22 oder 23, bei dem X einen Wert im Bereich von 0,9–1,1 annimmt, insbesondere einen Wert von ungefähr 1,025.
  26. Verfahren nach Anspruch 22 oder 23, bei dem N einen Wert im Bereich von 1,0–2.0 annimmt, insbesondere einen Wert von etwa 1,5.
  27. Verfahren nach Anspruch 22, bei dem Z einen Wert im Bereich von 15–25 Ω annimmt, insbesondere einen Wert von etwa 20 Ω.
  28. Verfahren nach Anspruch 19, bei dem die Impedanz Z(t) gemessen wird durch Einprägung eines Wechselstroms I(t) über der Körperregion eines Lebewesens, Messung des durch die Stromeinprägung bedingten Spannungsabfalls U(t), und Berechnen der besagten Impedanz Z(t) entsprechend der Rechenvorschrift
    Figure 00340001
  29. Verfahren nach Anspruch 19, bei dem der Spitzenwert
    Figure 00340002
    folgendermaßen bestimmt wird: – Leiten eines Z(t) entsprechendes Signals durch einen Hochpassfilter, wobei das Ausgangssignal des Filters als ΔZ(t) angesehen wird, – Berechnen von
    Figure 00340003
    während mindestens des systolischen Zeitintervalls eines Herzzyklus; – Bestimmen des absoluten Maximums der Ableitung.
  30. Verfahren nach Anspruch of 19, bei dem Z0 durch das Hindurchleiten eines Z(t) entsprechenden Signals durch einen Tiefpassfilter bestimmt wird, und das Ausgangssignal des Filters als Z0 angesehen wird.
  31. Verfahren nach Anspruch 19, bei dem TLVE bestimmt, in dem durch die Analyse von
    Figure 00350001
    – ein Zeitpunkt des Aortenklappenöffnens, – ein Zeitpunkt des Aortenklappenschlusses ermittelt und die Zeitdifferenz aus dem Zeitpunkt des Aortenklappenöffnens und dem Zeitpunkt des Aortenklappenschlusses berechnet wird.
  32. Verfahren nach Anspruch 19, bei dem die Periodendauer TRR des Herzzyklus durch Analyse mindestens eines der Signale der Größen Z(t), ΔZ(t),
    Figure 00350002
    über mindestens zwei aufeinanderfolgende Herzzyklen bestimmt wird.
  33. Verfahren nach Anspruch 19, bei dem die Periodendauer TRR des Herzzyklus durch Messen des Elektrokardiogramms und Analysieren der Messwerte des Elektrokardiogramms bestimmt wird.
  34. Verfahren nach Anspruch 19, welches darüber hinausgehend den Schritt umfasst, den angenäherten Wert des Herzminutenvolumens (CO) eines Lebewesens zu bestimmen, wobei CO (in Liter/Minute) das Produkt von SV (in Millimeter),
    Figure 00350003
    and einer Konstanten darstellt:
    Figure 00350004
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