EE05882B1 - Impedantskardiograafia seade - Google Patents
Impedantskardiograafia seadeInfo
- Publication number
- EE05882B1 EE05882B1 EEP202200004A EEP202200004A EE05882B1 EE 05882 B1 EE05882 B1 EE 05882B1 EE P202200004 A EEP202200004 A EE P202200004A EE P202200004 A EEP202200004 A EE P202200004A EE 05882 B1 EE05882 B1 EE 05882B1
- Authority
- EE
- Estonia
- Prior art keywords
- peak value
- node
- analog
- input
- output
- Prior art date
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0265—Measuring blood flow using electromagnetic means, e.g. electromagnetic flowmeter
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/029—Measuring blood output from the heart, e.g. minute volume
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7235—Details of waveform analysis
- A61B5/7239—Details of waveform analysis using differentiation including higher order derivatives
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Public Health (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Electromagnetism (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Psychiatry (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Artificial Intelligence (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Analogue/Digital Conversion (AREA)
- Measurement Of Resistance Or Impedance (AREA)
Abstract
Impedantskardiograafia seade sisaldab mõõdetava inimese kehaga ühendatud impedantsi mõõtmise sõlme, diferentsaatorit, komparaatorit ja analoog-digitaalmuunduriga integreeritud mikrokontrollerit, mida iseloomustab see, et seade sisaldab lisaks kahte eri (positiivse ja negatiivse) polaarsusega (pinge) tippväärtuse detekteerimise sõlme, mille (strobeeriva pulsi) väljundid on ühendatud mikrokontrolleri digitaalsesse (binaarsesse) sisenditesse ning analoog-hoide-väljundväärtused analoog-digitaalmuunduri sisenditesse.
Description
Tehnikavaldkond
Leiutis kuulub tervishoiualase mõõtetehnika, täpsemalt südame töö hindamise ja diagnostika valdkonda. Leiutise olulisteks kasutusaladeks on meditsiiniline ja igapäevane tervise seire ja diagnostika, südametöö häirete hoiatuste saamiseks võimalikult varakult.
Tehnika tase
On tuntud impedantskardiograafia (IKG) lahendused, kus elektrilise bioimpedantsi signaal (võetud nt patsiendi rindkerelt või randmelt), digitaliseeri takse suhteliselt kõrge eraldusvõimega ja diskreetimissagedusega (nt 16-bitise analoog-digitaalmuunduriga sagedusega 200 võendit sekundis) ja saadud digitaliseeritud lainekuju analüüsitakse täiendavalt spetsiaalse tarkvaraga kohalikus mikroprotsessoris (US4450527) või sardsüsteemis (A. Gautier et al., „Embedded ICG-based Stroke Volume Measurement System: Comparison of Discrete-Time and Continuous-Time Architectures”, https://hal.archives-ouvertes.fr/hal-03482323/document ) või saadetakse (nt traadita ühenduse kaudu) arvutisse või samasesse seadmesse analüüsimiseks (nt H. Yazdanian et ai., 2016, „Design and Implementation of a Portable Impedance Cardiography System for Noninvasive Stroke Volume Monitoring”, Joum. of Medical Signals and Sensors. 6, lk 47-56).
Sellistel lahendusetel on mitmeid puudusi:
1) väline arvuti kui süsteemi osa ei saa olla autonoomsete (nt kohaliku nutikusega sündmuste tuvastamise) ega väikese suurusega ja väikese energiatarbega seadmete aluseks;
2) südametöö tsükli iseloomulike punktide (В, С, X) kindlaks määramiseks (vt mainitud H. Yazdanian et al.) vajab kohalik numbriline protsessor keerulist analüüsi, arvutusi üle suhteliselt suure punktide (signaali võendite) arvu, mis teeb võimatuks seadme rakendamise väga väikese võimsustarbega ja odavates kilpides ja kantavates seadmetes;
3) oluline puudus on tuntud lahendustel ka, et kõrge eraldusvõimega ning suure diskreetimissagedusega analoog-digitaalmuundurid on keeruka skeemi ja suure energiatarbimisega;
4) samas, kui vähendada diskreetimissagedust või analoog-digitaalmuunduri (ADM) eraldusvõimet väikesema võimsustarbe saavutamiseks lahenduste puhul, väheneb oluliselt IKG
väärtuste mõõtmise täpsus nii aja kui ka amplituudi vallas IKG tsüklite iseloomulike punktide määramisel ja sellest tulenevalt ka edasiselt IKG parameetrite hindamisel.
Lähim tuntud impedantskardiograafia seadme lahendus on kirjeldatud patendis US4450527 (B. Sramek, „Mitteinvasiivne pidev kardiomonitor”), kus inimeselt (nt rindkerelt) mõõdetud bioimpedantsi (Z) tulemusest esimene diferentsaator leiab tuletise (dZ/dt) impedantskardiograafia (IKG) signaaliks ning IKG iseloomulike punktide (В, С, X) leidmiseks (mh C ja X on maksimum j a miinimum dZ/dt-st ühe südametöö perioodi j ooksul) sisaldab antud lahendus tuletise võtmiseks teist diferentsaatorit ning selle väljundis komparaatorit teise tuletise nullist läbiminekute fikseerimiseks. Iga südametsükli В, С, X väärtusest saab edasi arvutada hemodünaamilisi parameetreid, nagu LVET (vasaku vatsakese väljutusaeg), СО (südame minutimaht), SV (südame löögimaht) jm.
Antud lahenduse puuduseks on kahe kaskadeeritud diferentsaatori kasutamine skeemis, mis tõstab esile mürad ja häired signaaliga võrreldes. Teatavasti on diferentseerimine (tuletise võtmine) funktsioonina tundlik väikestele kiiretele muutustele ja kahekordne tuletis seda enam.
Leiutise eesmärk ja olemus
Leiutise eesmärgiks on täiustada IKG-seadet, mis võimaldab saavutada täpsemat IKG parameetrite hindamist IKG iseloomulike punktide täpsema määramise kaudu IKG lainekujust, kasutades suhteliselt lihtsat ja energiasäästlikku riistvara.
Püstitatud eesmärk saavutatakse tehnilise lahendusega (fig 3), kus võrreldes tuntud lahendusega, mis sisaldab mõõdetava inimese kehaga(l ühendatud impedantsi mõõtmise sõlme 2, diferentsaatorit 3, komparaatorit 5 ja analoog-digitaalmuunduriga 61 integreeritud mikrokontrollerit 6, kusjuures impedantsi mõõtmise sõlme 2 väljund on ühendatud diferentsaatori 3 sisendiga, mille väljund on omakorda ühendatud mikrokontrolleriga 6 integreeritud analoog-digitaalmuunduri 61 esimesse sisendisse ning läbi komparaatori 5 esimese sisendi mikrokontrolleri 6 esimesse binaarsesse sisendisse, kusjuures seade sisaldab positiivse tippväärtuse detekteerimise sõlme 4 ja negatiivse tippväärtuse detekteerimise sõlme 7, mille sisendid on ühendatud diferentsaatori 3 väljundiga ning mille binaarsed väljundid on ühendatud vastavalt teise ja kolmandasse mikrokontrolleri 6 binaarsetesse sisenditesse.
Reeglina vajab mikrokontroller 6 taktgeneraatorit 8.
Sealjuures võib olla mõistlik (fig 4), et mainitud positiivse tippväärtuse detekteerimise sõlm on lisaks tippväärtuse sündmuse detekteerimisele vastavate strobeerimise impulssidega ka vastava
analoogtippväärtuste hoidmise (kuni järgmise IKG signaali tipuni) vahendiks, kusjuures vastava positiivse tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlme 41 väljund on ühendatud mikrokontrolleriga integreeritud analoog-digitaalmuunduri 61 vastavasse sisendisse.
Sealjuures võib olla mõistlik (fig 5), et komparaatoril 5 on teine sisend, millele antakse pingejagaja 9 kaudu mainitud positiivse tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlme 41 hoideväljundist analoogpinge. Sealjuures võib olla mõistlik, et mainitud pingejagaja 9 ülekandetegur on 0,15.
Alternatiivselt võib olla mõistlik (fig 6), et komparaatoril 5 on teine sisend, millele antakse pinge mikrokontrolleriga integreeritud digitaal-analoogmuundurist 62.
Samuti võib olla mõistlik (fig 7), et lisaks mainitud positiivse tippväärtuse detekteerimise sõlmele ka mainitud negatiivse tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlm 71 on ühtlasi vastava negatiivse analoogtippväärtuse hoidmise (kuni järgmise IKG signaali tipuni) vahendiks, kusjuures antud negatiivse analoogtippväärtuse sõlme väljund on ühendatud mikrokontrolleriga 6 integreeritud analoog-digitaalmuunduri 61 omaette sisendisse.
Mõistlik võib olla (fig 8), et mainitud positiivse tippväärtuse detekteerimise sõlm 4, positiivse tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlm 41, negatiivse tippväärtuse detekteerimise sõlm 7 ja negatiivse tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlm 71 koosnevad operatsioonivõimendist, komparaatorist, dioodist, kondensaatorist ja takistist, kusjuures operatsioonivõimendi mitteinverteeriv sisend on ühendatud antud sõlme sisendiga, väljund läbi pooljuht-dioodi sama operatsioonivõimendi inverteeriva sisendiga, mis omakorda on läbi takisti ja kondensaatori paralleellahenduse ühendatud „maaga” ning komparaatori esimene sisend on ühendatud ühe dioodi klemmiga ning teine sisend teise dioodi klemmiga ning komparaatori väljund on tippväärtuse detekteerimise sõlme väljundiks. Tippväärtuse detekteerimise sõlme tippväärtuse hoidmise väljundiks on operatsioonivõimendi inverteeriv sisend.
Jooniste lühikirjeldus
Leiutist illustreeritakse järgmiste joonistega.
Joonisel fig 1 on näidatud IKG ühe südametöö tsükli lainekuju (vt nt H. Yazdanian et al.) -ülemine kõver näitab elektrilise bioimpedantsi lainekuju (Z) signaali, keskmine IKG signaali (impedantsi signaali esimest tuletist dZ/dt) ning alumine kõver taustaks EKG (elektrokardiograafia) lainekuju.
Joonisel fig 2 on kujutatud tuntud lahenduse (US4450527) põhimõtteskeem.
Joonisel fig 3 on kujutatud leiutisekohase seadme põhimõtteline skeem, kus positiivse tippväärtuse detekteerimise sõlm 4 ja negatiivse tippväärtuse detekteerimise sõlm 7 omavad ainult mikrokontrolleriga ühendatud binaarset (strobeerimise) väljundit.
Joonisel fig 4 on kujutatud leiutisekohase seadme põhimõtteline skeem, kus positiivse tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlm 41 omab lisaks binaarsele (strobeerimise) väljundile ka analoogtippväärtuse hoide väljundit, mis on ühendatud vastavasse mikrokontrolleriga integreeritud analoog-digitaalmuunduri sisendisse.
Joonisel fig 5 on kujutatud leiutisekohase seadme põhimõtteline skeem, kus positiivse tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlme 41 väljundist võetakse signaal läbi pingejagaja 9 (ülekandeteguriga nt 0,15) komparaatori teise sisendisse.
Joonisel fig 6 on kujutatud leiutisekohase seadme põhimõtteline skeem, kus komparaatori 5 teise sisendisse võetakse signaal mikrokontrolleriga 6 integreeritud digitaal-analoogmuunduri väljundist 61.
Joonisel fig 7 on kujutatud leiutisekohase seadme põhimõtteline skeem, kus mõlemad - nii positiivse kui ka negatiivse - tippväärtuse detekteerimise sõlmed omavad lisaks strobeerimise väljundile ka analoogtippväärtuse hoide väljundeid 41, 71, mis on ühendatud vastavatasse mikrokontrolleriga integreeritud analoog-digitaalmuunduri sisenditesse.
Joonisel fig 8 on kujutatud positiivse tippväärtuse detekteerimise sõlme 4 ja positiivse tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlme 41 võimalikku teostuse näite põhimõtteskeemi, koos analoogtippväärtuse hoide väljundiga. Negatiivse tippväärtuse detekteerimise sõlme 7 ja negatiivse tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlme 71 puhul tuleb dioodi polaarsus vahetada.
Joonisel fig 9 on kujutatud mõõtekonfiguratsioone IKG signaali hõiveks. TEPC 11 tähistab rindkerelt ning AEPC 12a, 12b randmelt signaali mõõtmise näiteid ning sõlmed 13 ja 14 on IKG oluliste punktide määramise ja IKG-parameetrite arvutamiseks.
Joonistel fig 10 ja fig 11 on impedantsi signaalide näited (ülalt alla impedants Z, edasi esimene tuletis dZ/dt ehk IKG signaal, edasi teine tuletis, mida kasutab tuntud lahendus, ning edasi EKG signaal taustaks), sealjuures fig 10 puhul pärineb signaal rindkerelt (mõõtekonfiguratsioon TEPC, fig 10) ning fig 11 puhul randmelt (fig 11, AEPC).
Leiutise teostamise näited
Seade ühendatakse inimese kehaga 1 , näiteks elektroodidega (kontaktidega) rindkerel 11 või randmel 12a, 12b (joonis fig 9). Pakutav seade (fig 3) sisaldab impedantsi mõõtmise sõlme 2 (mis tüüpiliselt koosneb näiteks siinuselise lainekujuga ergutussignaali generaatorist 21, mis genereerib ergutusignaali mõõtmiseks, ning detektorist 22, mis demoduleerib kehast 1 tuleva vastussignaali). Eelistatud lahendus on sünkroondetektori kasutamine vastussignaali demoduleerimiseks. Samuti on impedantsi mõõtmise sõlmes mõistlik kasutada madalpääs- või ribafiltrit 23 signaali detektori väljundis nii demoduleerimisel tekkiva pulsatsiooni kui ka häirete ja artefaktide mahasurumisel.
Detekteeritud ja filtreeritud impedantsi Z signaal läbib diferentsaatori 3, kus leitakse impedantsi signaali tuletis ehk IKG signaal (dZ/dt). Olulised punktid В, С, X (fig 1) igas südametöö tsüklis on dZ/dt signaalis määratud lihtsamal juhul järgmiselt:
- C on dZ/dt signaali maksimum (tippväärtus) perioodis;
- В on dZ/dt signaali viimane nullist läbiminek enne C-punkti;
- X on miinimumväärtus (tippväärtus) kahe C-punkti vahel.
Südametöö oluliste parameetrite, nagu CO ja SV, arvutamiseks on vaja teada nende 3 punkti ajalisi väärtusi ja amplituude, ennekõike B- ja X-punktide vahelist intervalli (EVET) ning C-punkti amplituudi.
Pakutud lahenduses (fig 3 järgi) leitakse vastavad ajahetked järgmiselt:
- C-punkti leidmiseks on positiivse polaarsusega tippväärtuse detekteerimise sõlm 4, mis fikseerib vastava ajahetke (nt mikrokontrolleri sisemise loenduri vastava näiduna) strobeeriva impulsiga, mille abil mikrokontroller (nt kasutades katkestuse funktsiooni) ja sellega integreeritud ADM fikseerib ja muundab jooksva dZ/dt signaali vastavaks numbriliseks väärtuseks;
- B-punkti leidmiseks skeemis on komparaator 5, mis dZ/dt nullist läbiminekul tekitab vastava ajahetke strobeeriva impulsi, mille abil mikrokontroller 6 (nt kasutades katkestuse funktsiooni) fikseerib vastava ajahetke (nt mikrokontrolleri sisemise loenduri vastava näiduna); juhul kui kahe C-punkti vahel fikseeritakse mikrokontrolleris mitu võimaliku B-punkti ajalist väärtust, valitakse viimane fikseeritud väärtus enne järgmist C-punkti (ehk enne järgmist C-punkti iga B-punkti võimalik ajaväärtus kirjutab üle eelmise väärtuse);
- X-punkti leidmiseks on negatiivse polaarsusega tippväärtuse detekteerimise sõlm 7, mis fikseerib vastava ajahetke (nt mikrokontrolleri 6 sisemise loenduri vastava näiduna) strobeeriva impulsiga, mille abil mikrokontroller 6 (nt kasutades katkestuse funktsiooni) fikseerib ja muundab jooksva dZ/dt signaali X-punktile vastavaks numbriliseks väärtuseks.
Pakutud lahendus joonise fig 4 järgi erineb eelnevalt kirjeldatud lahendusest selle poolest, et positiivse polaarsusega tippväärtuse detekteerimise sõlm 4 (C-punkti ajastuse ja väärtuse määramiseks) sisaldab ka vastava analoogtippväärtuse enda fikseerimise funktsionaalsust ning edastab fikseeritud (hoide) väärtuse analoog-digitaalmuunduri eraldi sisendisse. Taoline lahendus lubab kasutada oluliselt aeglasemat ADM-i 61, kuna positiivne tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlm 41 töötab sellisel juhul fikseeritud pinge hoidelülina. Võimalik tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlme 41 skeemiline lahendus on toodud joonisel fig 8.
Pakutud lahendused joonistel fig 5 ja fig 6 järgi erinevad selle poolest, et B-punkti (dZ/dt nullist läbimineku) fikseerimise lävend on tõstetud nullpingest kõrgemale (näiteks 15%-ni punkti C amplituudväärtusest), mis saadakse fig 5 kujutatud puhul positiivse polaarsusega tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlme 41 hoideväljundist või fig 6 puhul genereerituna mikrokontrolleriga integreeritud digitaal-analoogmuunduri (DAM) 62 poolt (teostatuna näiteks impulss-laius modulatsiooniga läbi lihtsa RC-madalpääsfiltri).
Pakutud lahendus joonise fig 7 järgi erineb eelnevalt kirjeldatud lahendusest selle poolest, et nii positiivse kui ka negatiivse polaarsusega tippväärtuse detekteerimise sõlmed sisaldavad ka vastava analoogtippväärtuse enda fikseerimise funktsionaalsust ning positiivse tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlm 41 ning negatiivse tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlm 71 edastavad fikseeritud (hoide) väärtuse analoog-digitaalmuunduri eraldi sisendisse. Taoline lahendus lubab kasutada oluliselt aeglasemat (nt integreerivat tüüpi) ADM-i 61, kuna tippväärtuse detekteerimise sõlm töötab sellisel juhul fikseeritud pinge hoidelülina, kus analoogväärtust hoitakse pikemas ajas suhteliselt püsivana.
Joonisel fig 8 on kujutatud tippväärtuse detekteerimise sõlme võimalikku teostuse näidet. Skeem sisaldab operatsioonivõimendit A1, mille mitte-inverteerivasse sisendisse antakse antud sõlme sisendpinge ning mille negatiivse tagasiside ahelas on tippdetektor (D1, R1, C1). Kondensaatoril C1 fikseeritakse pingetipp (maksimaalne pinge väärtus). Kui sõlme sisendpinge
on väiksem fikseeritud tippväärtusest, diood sulgub. Kondensaator C1 hoiab pinget, mis väheneb aeglaselt läbi takisti R1 (tühjenemise kiirus sõltub ajakonstandist R1, C1).
Joonisel fig 9 on kujutatud mõõtekonfiguratsioone IKG signaali hõiveks. TEPC on rindkerelt 11 ning AEPC on randmelt 12a, 12b mõõdetud signaalide näited.
Joonistel fig 10 ja fig 11 on impedantsi signaalide näited (ülalt alla impedants Z, edasi esimene tuletis dZ/dt ehk IKG signaal ning pakutud leiutisega leitud В, X, C punktid, edasi teine tuletis, mida kasutab tuntud lahendus, ning edasi EKG signaal taustaks). Sealjuures fig 6 puhul pärineb signaal rindkerelt (fig 5: mõõtekonfiguratsioon TEPC) ning fig 7 puhul randmelt (fig 5: AEPC). Antud tulemused on saadud simuleerides antud leiutises pakutud ja tuntud lahendust (USA patent 4450527) elektroonikaskeemidena, kasutades reaalselt hõivatud bioimpedantsi signaale. Eriti suur vahe IKG punktide tuvastuse täpsuse paranemisel (võrreldes tuntud lahendusega) on randmelt saadud (suhteliselt väikese amplituudiga) signaali puhul.
Claims (8)
1. Impedantskardiograafia seade, mis sisaldab mõõdetava inimese kehaga (1) ühendatud impedantsi mõõtmise sõlme (2), diferentsaatorit (3), komparaatorit (5) ja analoogdigitaalmuunduriga (61) integreeritud mikrokontrollerit (6), kusjuures impedantsi mõõtmise sõlme (2) väljund on ühendatud diferentsaatori (3) sisendiga, mille väljund on omakorda ühendatud mikrokontrolleriga (6) integreeritud analoog-digitaalmuunduri (61) esimesse sisendisse ning läbi komparaatori (5) mikrokontrolleri esimesse binaarsesse sisendisse, mis erineb selle poolest, et seade sisaldab positiivse polaarsusega signaali tippväärtuse detekteerimise sõlme (4) ja negatiivse polaarsusega signaali tippväärtuse detekteerimise sõlme (7), kusjuures sõlmede (4) ja (7) sisendid on ühendatud diferentsaatori (3) väljundiga ja sõlmede (4) ja (7) binaarsed väljundid on ühendatud mikrokontrolleri (6) vastavalt teise ja kolmandasse binaarsetesse sisenditesse.
2. Impedantskardiograafia seade vastavalt nõudluspunktile 1, mis erineb selle poolest, et positiivse polaarsusega signaali tippväärtuse detekteerimise sõlm (4) on ka positiivse tippväärtuse analoogsuuruse hoidmise sõlmeks (41), kusjuures sõlme tippväärtuse hoide analoogväljund on ühendatud mikrokontrolleriga (6) integreeritud analoog-digitaalmuunduri (61) teise sisendisse.
3. Impedantskardiograafia seade vastavalt nõudluspunktile 2, mis erineb selle poolest, et komparaatori (5) teine sisend on ühendatud läbi pingejagaja (9) positiivse tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlme (41) väljundiga.
4. Impedantskardiograafia seade vastavalt nõudluspunktile 3, mis erineb selle poolest, et pingejagaja (9) ülekandetegur on 0,15.
5. Impedantskardiograafia seade vastavalt nõudluspunktile 2, mis erineb selle poolest, et komparaatori (5) teine sisend on ühendatud mikrokontrolleriga (6) integreeritud digitaalanaloogmuunduri (62) väljundiga.
6. Impedantskardiograafia seade vastavalt nõudluspunktile 1, mis erineb selle poolest, et positiivse ja negatiivse polaarsusega signaalide tippväärtuse detekteerimise sõlmed on ka tippväärtuse analoogsuuruse hoidmise sõlmedeks (41, 71), kusjuures positiivse ja negatiivse polaarsusega tippväärtuse hoideväärtuste analoogväljundid on ühendatud vastavalt teise ja kolmandasse mikrokontrolleriga (6) integreeritud analoog-digitaalmuunduri (61) sisenditesse.
7. Impedantskardiograafia seade vastavalt nõudluspunktile 2, mis erineb selle poolest, et positiivse tippväärtuse detekteerimise sõlm (4), negatiivse tippväärtuse detekteerimise sõlm (7), positiivse tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlm (41) ning negatiivse tippväärtuse detekteerimise ja hoidmise sõlm (71) koosnevad operatsioonivõimendist, komparaatorist, dioodist, kondensaatorist ja takistist, kusjuures operatsioonivõimendi mitteinverteeriv sisend on ühendatud antud sõlme sisendiga, väljund läbi (pooljuht) dioodi sama operatsioonivõimendi inverteeriva sisendiga, mis omakorda on läbi takisti ja kondensaatori paralleelühenduse ühendatud „maaga” ning komparaatori esimene sisend on ühendatud ühe dioodi klemmiga ning teine sisend dioodi teise klemmiga ning komparaatori väljund on sõlme binaarseks väljundiks.
8. Impedantskardiograafia seade vastavalt nõudluspunktile 7, mis erineb selle poolest, et positiivse tippväärtuse detekteerimise sõlm (4) ja negatiivse tippväärtuse detekteerimise sõlm (7) sisaldavad analoogtippväärtuse hoide väljundit, mis on ühendatud operatsioonivõimendi inverteeriva sisendiga.
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EEP202200004A EE05882B1 (et) | 2022-03-29 | 2022-03-29 | Impedantskardiograafia seade |
| US18/190,622 US12605084B2 (en) | 2022-03-29 | 2023-03-27 | Impedance cardiography device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EEP202200004A EE05882B1 (et) | 2022-03-29 | 2022-03-29 | Impedantskardiograafia seade |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| EE202200004A EE202200004A (et) | 2023-11-15 |
| EE05882B1 true EE05882B1 (et) | 2025-07-15 |
Family
ID=88240937
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| EEP202200004A EE05882B1 (et) | 2022-03-29 | 2022-03-29 | Impedantskardiograafia seade |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US12605084B2 (et) |
| EE (1) | EE05882B1 (et) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN121101501B (zh) * | 2025-11-13 | 2026-02-10 | 国网安徽省电力有限公司铜陵供电公司 | 基于低功耗数据特征提取的人体状态监测方法及系统 |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4450527A (en) * | 1982-06-29 | 1984-05-22 | Bomed Medical Mfg. Ltd. | Noninvasive continuous cardiac output monitor |
| US5178154A (en) * | 1990-09-18 | 1993-01-12 | Sorba Medical Systems, Inc. | Impedance cardiograph and method of operation utilizing peak aligned ensemble averaging |
| WO1993004627A1 (en) * | 1991-09-12 | 1993-03-18 | Drexel University | Methods of impedance cardiography and heartbeat determination |
| US20020193689A1 (en) * | 2001-04-03 | 2002-12-19 | Osypka Medical Gmbh | Apparatus and method for determining an approximation of the stroke volume and the cardiac output of the heart |
| US20070043303A1 (en) * | 2005-08-17 | 2007-02-22 | Osypka Markus J | Method and apparatus for digital demodulation and further processing of signals obtained in the measurement of electrical bioimpedance or bioadmittance in an object |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4289142A (en) * | 1978-11-24 | 1981-09-15 | Kearns Kenneth L | Physiological occurrence, such as apnea, monitor and X-ray triggering device |
-
2022
- 2022-03-29 EE EEP202200004A patent/EE05882B1/et unknown
-
2023
- 2023-03-27 US US18/190,622 patent/US12605084B2/en active Active
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4450527A (en) * | 1982-06-29 | 1984-05-22 | Bomed Medical Mfg. Ltd. | Noninvasive continuous cardiac output monitor |
| US5178154A (en) * | 1990-09-18 | 1993-01-12 | Sorba Medical Systems, Inc. | Impedance cardiograph and method of operation utilizing peak aligned ensemble averaging |
| WO1993004627A1 (en) * | 1991-09-12 | 1993-03-18 | Drexel University | Methods of impedance cardiography and heartbeat determination |
| US20020193689A1 (en) * | 2001-04-03 | 2002-12-19 | Osypka Medical Gmbh | Apparatus and method for determining an approximation of the stroke volume and the cardiac output of the heart |
| US20070043303A1 (en) * | 2005-08-17 | 2007-02-22 | Osypka Markus J | Method and apparatus for digital demodulation and further processing of signals obtained in the measurement of electrical bioimpedance or bioadmittance in an object |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US12605084B2 (en) | 2026-04-21 |
| EE202200004A (et) | 2023-11-15 |
| US20230320606A1 (en) | 2023-10-12 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Tang et al. | A real-time QRS detection system with PR/RT interval and ST segment measurements for wearable ECG sensors using parallel delta modulators | |
| Ravanshad et al. | A level-crossing based QRS-detection algorithm for wearable ECG sensors | |
| EP2825094B1 (en) | Method and system for determining body impedance | |
| US8886299B2 (en) | System and method for the analysis of electrocardiogram signals | |
| US10120005B2 (en) | Synchronous detection circuit and method for determining a bio-impedance of a biological tissue | |
| US10034616B2 (en) | Method and apparatus for measuring biosignal | |
| CN111836577B (zh) | 接触状态检测装置和可穿戴设备 | |
| US10101371B2 (en) | Synchronous detection circuit and method for extracting magnitude and phase from a waveform | |
| Huynh et al. | A robust bioimpedance structure for smartwatch-based blood pressure monitoring | |
| Rieger et al. | An adaptive sampling system for sensor nodes in body area networks | |
| US12605084B2 (en) | Impedance cardiography device | |
| Chen et al. | 0.5-$\mu\hbox {m} $ CMOS Implementation of Analog Heart-Rate Extraction With a Robust Peak Detector | |
| Yang et al. | Simultaneously capturing electrocardiography and impedance plethysmogram signals from human feet by capacitive coupled electrode system | |
| CN107714039A (zh) | 一种基于电子秤检测人体动脉血管硬化的方法及系统 | |
| CN111803041B (zh) | 一种人体脉搏峰预测方法及装置 | |
| Ria et al. | A miniaturized ecg system based on a versatile single chip sensor interface | |
| Lee et al. | An integrated pulse wave velocity sensor using bio-impedance and noise-shaped body channel communication | |
| Martens et al. | Fiducial point estimation solution for impedance cardiography measurements | |
| CN105326480A (zh) | 一种具有输出门限可变的光电反射式脉搏心率采集装置 | |
| Dinh et al. | A heart rate sensor based on seismocardiography for vital sign monitoring systems | |
| CN107928661A (zh) | 一种心电数据采集器数据采集系统及方法 | |
| Gautier et al. | Embedded icg-based stroke volume measurement system: Comparison of discrete-time and continuous-time architectures | |
| Lin et al. | Admittance-to-Digital-Impedance Converter for Wide-Frequency-Range Impedance Measurement System | |
| TWI409052B (zh) | Measurement system of physiological signals | |
| Nallathambi et al. | Pulse based signal processing for systolic peak recognition |