DE2905407A1

DE2905407A1 - Verfahren und vorrichtung fuer das ueberwachen elektrokardiographischer wellenformen

Info

Publication number: DE2905407A1
Application number: DE2905407A
Authority: DE
Inventors: Richard P Andresen; Robert M Armington; Iii Robert L Cannon; Andrew J Griffin
Original assignee: American Optical Corp
Current assignee: Warner Lambert Co LLC
Priority date: 1978-03-03
Filing date: 1979-02-09
Publication date: 1979-09-06
Also published as: US4181135A; JPS54124591A; GB2016152B; CA1123919A; GB2016152A

Description

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Die Erfindung betrifft elektrokardiographische Uberwachungssysteir.e, die abnormale EKG-Wellenfornen feststellen.

Auf dem Gebiet der Kardiologie ist es üblich kontinuierlich das EKG-Signal eines Patienten zwecks Analyse zu überwachen. Normalerweise ist es unpraktisch, kontinuierlich die EKG-Wellenfcrm zu überwachen und es sind Systeme für die automatische Überwachung und Analyse der Wellenformen entwickelt worden.

Die EKG-Welelenform besteht normalerweise aus einer Reihe charakteristischer Punkte, die herkömmlicher Weise durch die Buchstaben P, Q, RS und T gekennzeichnet sind. Die Q,R und S Teile der Welle werden als Ganzes als QRS-Komplex bezeichnet. Anordnungen für das Feststellen, daß der QRS-Komplex eingetreten ist, werden allgemein als R-Wellendetektoren bezeichnet und ein einschlägiges Beispiel findet sich in der US-PS 3 490 811 betreffend einen elektrokardiographischen R-Wellendefeektor. Es ist jedoch oftmals zweckmäßig weiterhin zwischen einem QRS-Komplex, der einer normalen Herzfunktion entspricht und einem QRS-Komplex zu unterscheiden, der einer abnormalen Herzfunktion entspricht.

Eine derartige hier interessierende abnormale Herzfunktion stellen die ektopischen Herzschläge dar. Ektopische Herzschläge sind gekennzeichnet durch eine Abweichung von einem "Normal" Zwischenschlagintervall und/oder Abweichung von einer "Normal" Wellenformmorphologie. Das "normale" Zwischenschlagintervall und/oder Wellenformmorphologie eines Patienten kann sich von dem unterscheiden, das für einen anderen Patienten "normale ist. Zu den ektopischen Herzschlägen, die besondere Aufmerksamkeit verdienen, gehören vorzeitige venttikulare Herzschläge (VPB), vorzeitige atriale Herzschläge (APB) und aufeinanderfolgende Gruppierungen derartiger vorzeitiger Herzschläge.

Vorzeitige ventrikulare Herzschläge (VPB) sind durch das überwachen des Intervalls zwischen aufeinanderfolgenden QRS-Komplexen und der Breite oder Fläche derartiger Komplexe identifiziert worden und es erfolgt ein Signalisieren des Auftretens derartiger VPB, wenn diese Parameter um mehr als einen vorherbestimmten Betrag

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von dem differieren, was für den speziellen Patienten "norir.al" ist. Ein Beispiel für diese Arbeitsweisen findet sich in der US-PS 3 616 791, die ein elektrokardiographisches Morphologie-Erkennungssystem betrifft. Bei diesem Patienten werden bestirnte QP-S-Komplexe als VPBs identifiziert, wenn deren 3reite größer als nornal ist. Diese Bestimmung der Breite wird durchgeführt vermittels Messen der Fläche unter dem gleichgerichteten EKG-Signal und vergleichen derselben mit der Durchschnittsfläche. Diese Flächenbestimmung erfolgt durch Integrieren der gleichgerichteten Wellenform. Bevor tatsächlich angezeigt wird, daß ein "breiter" QRS-Komplex tatsäclich ein VPD ist, ist es normalerweise erforderlich, daß das Intervall zwischen den QRS-Komplexen eine sogenannte kompensatorische Pause zeigt. Der QRS-Komplex eines VP3 wird üblicherweise früher als erwartet eintreten und der nächstfolgende QRS-Komplex wird nach einem längeren als normalen Intervall oder kompensatorischer Pause eintreten. Diese Kombination aus einem früher als üblich eintretenden "breiten" QRS Komplex und nachfolgender kompensatorischer Pause ist allgemein ein verläßlicher Hinweis auf einen VPB.

Es wäre zu bevorzugen einen VPB lediglich auf der Grundlage der Breite ohne Analyse des Zwischenschlagintervalls zu identifizieren. Man hat sich jedoch bisher nicht auf eine derartige Analyse verlassen, teilweise weil die Fläche und somit die Breitenmessung des QRS-Komplexes zunehmen kann bei Zunahme der Höhe oder Amplitude der Wellenform bedingt durch Veränderungen in der Atmung des Patienten, Driften der Signalbasislinie und/oder andere Ursachen.

Der Erfindung liegt nun die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Vorrichtung für das Analysieren der EKG-Welle in einer Weise zu schaffen, die einfach und genau VPBs identifiziert und eina verbesserte Anordnung für das genaue Identifizieren des Auftretens des QRS-Komplexes innerhalb der EKG-VJeIlenforin zu schaffen, wodurch eine genaue Identifizierung der VPBs und weiterer Herzcharakteristika durchgeführt werden kann.

Die vorliegende Erfindung beruht darauf, daß die Breite eines speziellen QRS-Komplexes um einen vorherbestimmten Betrag eine durchschnittliche Breite derartiger Komplexe überschreitet. Die Bestimmung der 3reite jedes QRS-Komplexes wird indirekt durchgeführt vermittels einer Messung der QRS-Fläche, die zwecks Entfernen

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von Veränderungen in der V.'ellenformamnlitude normalisiert ist vermittels Dividieren der Fläche durch den Höhe derselben. Wenn auch diese Breitenmessung nicht zu einen Signal führt, das identisch zu der Breite de-d Komplexes ist, führt dieselbe doch zu einem Signal, das dieser Breite proportional ist.

Nach einer bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführujngsform wird ein spezieller Herzschlag als eine vorzeitige ventrikulare Kontraktion bezeichnet, wenn bezüglich des QRS-Komplexes festgestellt wird, daß derselbe wenigstens 40% breiter als die durchschnittliche Breite der unmittelbar vorhergehenden verschiedenen QRS-Komplexe ist. Zusätzlich kann ein VPB ebenfalls angezeigt werden, wenn die Breite sines QRS-Komplexes frühzeitig eintritt, die durchschnittliche Breite um wenigstens 20% überschreitet und sich hieran zusätzlich eine kompensator is ehe Pause anschließt, "»/ie es durch die Zwischenschlag-Intervallir.essungen bestimmt wird.

Das EKG-Signal wird in zwei parallele Filter eingeführt und die Ausgangssignale derselben werden gleichgerichtet und das Maximum festgestellt. Die Bandbreite eines Filters entspricht derjenigen eines normalen QRS-Komplexes,dergestalt, daß dessen Ausgangssignal proportional zu der Höhe ist . Die Bandbreite des anderen Filters ist geringer als diejenige des ersten Filters, dergdstalt, daß das Impulsansprechen des Filters seinerseits proportional zu der Fläche des Komplexes ist. Die maximum festgestellte Fläche wird sodann durch die maximum festgestellte Höhe dividiert unter Erhalten einer Breitenmessung, die mit einem Durchschnittswert der vorangegangenen Breitenmessung verglichen wird.

Nach einer weiteren erfindungsgemäß^n Aasführujngsform wird ein verbesserter R-Wellendetektor geschaffen, der eine erhöhte Genauigkeit für das überprüfen der Maximumfeststellung der Höhe und der Flächermessungen eines QRS-Komplexes zeigt. Insbesondere ist ein veränderlicher Schwellenwert einer herkömmlichen R-Wellenfeststellanordnung zugeordnet, wodurch die Empfindlichkeit gegenüber R-Kellen mit relativ kleiner Amplitude erhöht und die Empfindlichkeit gegenüber T-WcIlen mit relativ großer Amplitude verringert wird. Sowohl der VPB als auch der R-V.'ellenfeststellkreis passen sich an individuelle Patienten und an Veränderungen über die Zeit in dem QRS-Komplcx einen einzelnen Patienten an aufgrund der Anwendung von

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- 9 jf Durchschnittswerten.

jj Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in den Zeichnungen dargef stellt und wird im folgenden näher beschrieben. Es zeigen:

f Fig. 1 ein typisches EKG eines Individuums mit einer Mischung aus

ι normalen und abnormalen Herzschlägen, wobei der obere Kurvenzug ji eine EKG-Wellenform für einen einzelnen normalen Herzschlag darstellt.

Fig. 2 °^Jn ins Einzelne gehendes schematisches Blockdiagramm einer ί erf „sgemäßen Vorrichtung;

' Fig. 3 ein in weitere Einzelheiten gehendes schematisches Diagramm t bestimmter Teile des R-WeIlendetektors, der einen Teil der Vorrich- \ tung nach der Figur 2 darstellt;

·· Fig. 4 ein ins weitere Einzelheiten gehendes schematisches Diagramm eines Bandpaßfilters, das bezüglich dessen Impulsansprechen in der Vorrichtung nach der Figur 2 angewandt wird;

Fig. 5 ein Fließdiagrairar. eines kombinierten ""hard-wire" Hybrid auf Rechnerbasis der Schaltung nach der Figur 2;

Fig. 6A und 6B in Kombination das allgemeine Fließdiagramm für das programmierte Rechnerteil nach der Figur 5.

In der Figur 1 ist vermittels des unteren Kurvenzuges ein EKG eines Herzpatienten wiedergegeben, das sich durch ein Gemisch aus normalen und abnormalen Herzschlägen auszeichnet. Das EKG in dein oberen Kurvenzug der Figur 1 gibt einen vergrößerten, einzelnen, normalen Herzschlag des Patienten wieder. Die verschiedenen charakteristischen Teile der Wellenform sind vermittels der herkömmlichen Signale P, Q, R, S und T wiedergegeben. Bei dem unteren Kurvenuug schließt sich an zwei und im richtigen zeitlichen Abstand vorliegende normale Herzschläge ein abnormaler Herzschlag an, der vorzeitig orfolgt und an den sich ein weiterer normaler Herzschlag anschließt. Der vorzeitige Herzschlag folgt dem zweiten normalen Herzschlag enger benachbart und steht gegenüber dem abschließenden normalen Herzschlag in einem zeitlichen /.bstandsverhältnis, das größer als das normale Intervall ist. Dieses vergrößerte Intervall wird allgemein als die kompensatorinche Pause bezeichnet.

ρ Da3 in der Figur 2 wiedergegebene EKG-Uberwachungssystem empfängt ' dan ri'.G Signal nach der Figur 1 als dessen wesentliches Hingangsignal und analysiert diese Kellonforn unter Feststellen des VPB

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sowie andere Arten von ektopischen Herzschlägen. Die Schaltung nach der Figur 2 ist insbesondere für das Analysieren zuvor aufgezeichneter EKG-Signale geeignet, wie während einer ambulatorischen überwachung, ist jedoch in ähnlicher Weise auch bei Realzeitsituationen anwendbar. Das Zurückspielen der zuvor aufgezeichneten EKG-Signale kann mit der gleichen Geschwindigkeit erfolgen, mit der die Signale aufgezeichnet worden sind (1x) oder mit Mehffächern der Geschwindigkeit, mit der dieselben aufgezeichnet worden sind (z.B. 60 x, 120 x). Die Geschwindigkeitserhöhung des Zurückspielens beschleunigt die Analyse des aufgezeichneten Signals. Die folgende Erläuterung der Schaltung nach der Figur 2 geht von einer Wiedergabe mit der gleichen Geschwindigkeit (1 x) wie der Aufzeichnungsgeschwindigkeit aus. Die der Schaltung nach der Figur 2 zugeordneten verschiedenen Zeitkonstanten werden somit einen Wert für eine Einnalwiedergabegsschwindigkeit und ein entsprechendes Volumen für 60 χ und 120 χ besitzen. Die Fähigkeit selektiv das EKG Signal mit mehrfachen Wiedergabegeschwindigkeiten zu verarbeiten, läßt sich erreichen entweder durch Vorsehen selektiver Kanäle, v.obei jeder derselben unterschiedliche geeignete Zeitkonstanten besitzt oder durch das Anwenden eines einzigen Kanals, der Komponenten mit unterschiedlichen Zeitkontanten aufweist, die selektiv in denselben eingeführt werden können. Diese Selektivität kann in einem programmgesteuerten System auf der Grundlage von Mikroprozessoren erreicht werden.

Nach der Figur 2 wird das durch die Wiedergabeköpfe einer Aufzeichnungsvorrichtung erhaltene EKG-Signal als ein Eingangssignal dem Niederpaßfilter 10 zugeführt. Das Niederpaßfilter 10, das die Eingangsstufe zu dem Gesamtanalysatorsystem nach der Figur 2 darstellt, ist ebenalls die erste Stufe eines R-Wellendetektors und besitzt einen Schnellabtast-Ratebegrenzer 12, Bandpaßfilter 14, Vollwellen-Gleichrichter 16, Maximumdetektor 18, veränderlichen Schwellenwert 20, Komparator 21 und einen nicht auslösbaren monostabilen Multivibrator 22 (weiter unten im Einzelnen beschrieben). Das Niederpaßfilter 10 dient dazu 50/60 Hz, Störgeräusche ( bei 1 x) aus dem EKG Eingangssignal zu entfernen.

Das Ausgangssignal des Niederpaßfilters 10 wird dem Eingang des Schnellabtast (slew)-Ratebegrenzers 12 (herkömmliche Bauart) zugeführt und so geändert, daß Herzschrittmacherimpulse, mit dem Bandabfall verbundene Berausche, Muskelstörsignale und dgl. unterdrückt

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•erden. Normalerweise werden die durch den Ratebegrenzer 12 hindurchgehenden Signale die EKG-Wellenformen, VPB und weitere ektopische Herzschläge und möglicherweise einige Musiel-Söörsignale enthalten.

Der Ausgang des Ratebegrenzers 12 wird dem mehrstufigen Bandpaßfilter 14 zugeführt. Ein erstes Teil des Filters 14, im Einzelnen als ein Teil der Figur 3 wiedergegeben, liegt auch in der R-Wellendetektorschaltung sowie der "Flächen" Detektor (im Nachfolgenden beschrieben) vor. Das letztere Teil des Filters 14 wird lediglich durch die R-Wellendetektorschaltung,den Wellenformhöhen- oder Amplitudendetektor benutzt. Das anfängliche oder gemeinsame Teil des Bandpaßfilters 14 weist in typischer Weise einen Bandpaßbereich von 0,8 bis 8 Hz auf und der abschließende Abschnitt weist einen Hochpaßabschnitt auf, der in KoTnbination mit den vorläufigen Stufen einen Gesamtbandpaßbereich des Filters von 8 bis 32 Hz für das 1 χ Arbeiten ergibt. Dieser Bereich von 3 bis 32 Hz soll nicht nur die normalen QRS-Komplexe sondern ebenfalls diejenigen mit ektopischer Art hindurchlassen. Die niederfrequente T-WeIlenkomponente wird in einem gewissen Ausmaß durch das Filter 14 geschwächt.

Das von dem mehrstufigen Bandpaßfilter 14 kommende Ausgangssignal wird einem Vollwellengleichrichter 16 herkömmlicher Bauart zugeführt. Der Gleichrichter 16 stellt sicher, daß alle Signalabweichungen nach jeder Seite der Basislinie lediglich an einer Seite der Basislinie auftreten, wodurch es nicht notwendig wird, eine positive und negative Schwellenwertfeststellung aufgrund möglicherweise umgekehrter Polaritäten bezüglich des EKG-Eingangssignals vorzunehmen.

Das Ausgangssignal des Vollwellengleichrichters 16 wird dem Maximumdetektor 18 und als eines der zwei Eingangssignale dem Komparator 21 zugeführt. Während der Filter 14, Ratebegrenzer 12, iiandpaßfilter 14 und Vollwellengleichrichter 16 eine Anordnung für das "Säubern" des EKG Signals für die R-Wellenfeststellung aufweist, stellen der Maximumdetektor 18, die veränderliche; Schwellenwertanordnung 48 20 und der Komparator 21 die Anordnung für das Feststellen der R-Welle dar, und der monostabile Multivibrator 22 zeigt die Feststellung an. Die Kombination aus Maxiir.umdetektor 18, veränderlicher Schwellenwertanordnung 20 und Komparator 21 mit Rückkopplung des Ausgangssignals des '/.onparahors 21 zu dem veränderlichen Schwellenwert 20 über den Loitor 23 ergibt eine neuartige Anordnung für das genaue Feststellen

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der R-V'ellen, und zwar selbst der jonigen r.it relativ kleiner Gröⁿ.r, wie dies bei ektopischen Herzschlägen der Fall sein kann, ohne daß auf ein Ansprechen auf die T-Wellen erfolgt, und zwar insbesondere diejenigen mit relativ großer Größe.

Weitere Einzelheiten bezüglich der Kombination aus Maximundetektor, veränderlichem Schwellenwert 20 und Komparator 21 sind in der Figur 3 wiedergegeben. Das von dem Gleichrichter 16 nach der Figur 2 kormende Ausgangssignal wird dem nicht invertierenden Eingang eines Verstärkers A1 über den Eingangswiderstand R1 zugeführt. Das Ausgangssignal des Verstärkers A1 wird dem nicht invertierenden Eingang des Verstärkers A2 über einen Serienkreis aus einem niederohmigen Widerstand R2 einer Maximumfeststelldiode D1 und einem Eingangswiderstand R3 zugeführt. Von der Kathode der Diode D1 ist ein Kondensator C1 und Widerstand 4 parallel geerdet. Der Kondensator C1 wird durch die gleichgerichteten Spannungsimpulse entsprechend der R-Welle sowie weiterer Teile des EKG-Signals aufgeladen. Der Widerstandswert des Widerstandes R4 wird in Kombination mit dem Kapazitätswert des Kondensators C1 dergestalt ausgewählt, daß der Kondensator C1 mit einer relativ langsamen Geschwindigkeit entlädt, z.B. auf 2/3 seines Wertes in etwa 5 Sekunden oder 5 Herzschlägen. Das Ausgangssignal des Verstärkers A2 wird den invertierenden Eingängen der Verstärker A1 und A 2 zugeführt. Eine Diode D2 ist zwischen den invertierenden Eingang und den Ausgang des Verstärkers A1 geschaltet.

Die an dem Kondensator C1 und anschließend an dem Ausgang des Verstärkers A2 auftretende Spannung und somit ebenfalls das Ausgangssignal des Maximumäetektors 18 nach Figur 2 entspricht der Maximalspannung oder wenigstens einem Durchschnittswert der dem QRS-Komplexen zugeordneten Maximalspannungen an dem Eingang gegenüber dem vorangehenden Intervall von mehreren Sekunden (Arbeiten im 1 χ Betrieb). In typischer Weise ist die R-Welle für die größte Maximalspannung in der EKG-Wellenform während jedes Herzschlages verantwortlich. Ob es sich um das grüßte Maximum über mehrere Herzschläge hinweg oder einen Wert handelt, der mehr bei einen Durchschnittswert der Maxima über dem an dem Ausgang auftretenden Intervall handelt, ist das Ausgangssignal kennzeichnend für den Maximalwert eines oder mehrerer QRS-Komplexe während dieses Intervalls. Dieses Ausgangssignal wird

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den Eingang eines variablen Gchwellenvertkrciscs 20 für eine Variable Änderung und sodann Verwendung als Bozugseingangssignal für den Komparator 21 zugeführt, enn auch als '!axinur.detcktor beschrieben, kann die Schaltung 18 die Schaltkreise nach der US-PS 3 490 811 aufweisen, so daß das Ausgangssignal deutlich ein Durchschnittswert der Maxima ist.

Der Kreis 20 nit veränderlichen Schwellenv;ert weist einen Spannungsteiler auf, der aus den Widerständen R5 und RB besteht, wobei ein Ende des Widerstandes R5 mit dem Ausgang des Maximumdetektors 18 ver- ; runden und ein Ende des Widerstandes R6 geerdet ist. Die Verbindung ■ zwischen den Widerständen R5 und R6 ist über den Eingangswiderstand i' R7 mit den invertierenden oder Bezugseingang des Verstärkers A3 des f Komparators 21 verbunden. Die Widerstandswerte der Widerstände R5 nnd \ R6 sind so abgestimmt, daß im Gleichgewichtszustand der auf den Kompa- ?., rator 21 beaufschlagte Schwellenwert sich normalerweise auf etwa 1 40% des Maximalwertes beläuft, der an den Ausgang des Maximumdetektors ¹ 13 auftritt. Das von dem Gleichrichter 16 kommende Ausgangssi^-.nl ; wird ebenfalls direkt zu dem anderen Eingang des Konparators 21 über ! die Leitung 24 geführt. Die Signalamplitude auf der Leitung 24 wird

dxix ~;hden Verstärker A3 mit derjenigen verglichen, die durch den I Kreis mit deir. veränderlichen Schwellenwert geliefert wird. Die normalerweise relativ niedrige Spannung an dem Ausgang des Verstärkers _: A3 wird relativ positiver immer dann, v;enn das gleichgerichtete EKG-Signal den gerade vorliegenden Schwellenwert überschreitet. Dieser * psotive übergang in der Spannung an dem Ausgang des Verstärkers A3 '< wird an den Widerstand R8 entwickelt und dient als das Triggersig-

wieder
₍. nal für nicht auslSsbaren monostabilen Multivibrator 22. Sobald der ^ monostabile Multivibrator 22 ausgelöst wird, gibt derselbe einen ! positiven Impuls von etwa 180 Millisekunden Dauer ab und zeigt damit das Auftreten einer R-Welle an und Eintasten des Betriebes des Digitalsequenzers 25.

Zusätzlich zu dem Auslösen des monostabilen Multivibrators 22 wird die ins Positive gehende Spannung an dem Ausgang des Komparators 21 über die Leitung 23 durch die Diode D3 und den Widerstand R9 auf die Basis dos Transistors T1 zurückgekoppelt. Es ist ein Kondensa- «i tor C2 parallel zu dem Widerstnad R5 geschaltet und der Emitter und

jr₍ Kollektor des Transistors T1 sind in ähnlicher Weise parallel zu

\ dem Widerstand R5 und Kondensator C2 geschaltet. Unmittelbar vor dem I 909836/0565 - 14 -

Auftreten der R-Velle in einer speziellen EKG-Wellenform wird der Kondensator C1 aufgeladen, und die an der Verbindungsstelle der Widerstände R5 und R6 auftretende Schwellenwertspannung wird sich auf etwa 40% derjenigen an dem Ausgang des Maximumdetektors 18 belaufen. Sobald jedoch die Amplitude der vorliegenden R-Welle über dem Schwellenwert liegt und zu einem positiven Ansprechen durch den Komparator 21 führt, macht die ins Positive gehende Spannung auf der Leitung 23 den Transistor T1 leitend, schließt den Kondensator C2 und Widerstand R5 kur2 und beuafschlagt den an dem Ausgang des Maximumdetektors 18 als der Schwellenwert auftretende Wert, d.h. 100%, auf den Bezugseingang des Komparators 21. Dies hat die Wirkung, daß der Schwellenwert für alle relativ großen T-Wellen zunimmt, die gegebenenfalls einem QRS-Komplex folgen. Anders ausgedrückt, ermöglicht der veränderliche Schwellenwert eine erhöhte Empfindlichkeit gegenüber R-Wellen mit kleiner Amplitude, ohne daß es erforderlich ist, daß der Schwellenwert so klein bleibt, daß zusätzlich die folgenden T-Wellen festgestellt werden. Bei schneller Zuanhme des Schwel&enbezugswertes auf nahe 100% des Ausgangssignals des Maxinumdetektors 18 wird derselbe nicht mehr durch das auf der Leitung 24 auftretende Eingangssignal übertroffen. Jomit fällt das Ausgangssignal des Komparators 21 auf sein normales Potential, wodurch der Transistor T1 nicht leitend gemacht wird. Die RC-Zeitkonstante des Kondensators C2 und dec Widerstandes R5 parallel zu dem Widerstand R6 ist dergestalt, daß das Wiederaufladen des Kondensators C2 und somit die Zurückführung des Schwellenwertkreises auf seinen normalen 40%igen Wert kontinuierlich über ein Intervall hin eintritt, das ausreichend lang ist, um T-".eilen auszuschließen, jedoch ausreichend kurz ist, um die nächstfolgende R-v;elle zu erwarten. Eine typische RC-Zeitkonstante beläuft sich auf etwa 200-300 Millisekunden bei einem 1 χ Betrieb. Wenn auch technisch schwieriger, kann eine veränderliche Änderung von dem Gleichrichter 16 auf das gleichgerichtete EKG-Signal beaufschlagt werden mit der Ausnahme, daß die Punktion invertiert würde, d.h. das EKG-Signal würde im das 2,5-Fache verstärkt bis zum Feststellen der R- "eile und sodann würde dasselbe wieder in die normale Amplitude zurückkehren unter "Missen" der T-Welle und sodann allmählich auf das 2,5-fache ansteigen unter Fefetstellen der nächsten R-Welle.

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Unter erneuter Bezugnahme auf die Figur 2 v.'iru ein v.-eitcres Teil des EI'G-ober-.'/achungssyste.-iS r.iit dem wesentlichen crf inuungsgcnlI3cn Aspekt erläutert. Das Ausgangssignal des Vollwcllcn-Gleichricliters 15 wird ebenfalls über die Leitung 24* der.; eingang clos !laximrr,-detektors 26 zugeführt. Der Ilaxinumdetektor 26 v/eist zusätzlich zu einen herkömmlichen Kreis zum Feststellen des Maximums der oben beschriebenen Art weiterhin einen Haltekreis für das Ausgangssignal lediglich des gleichgerichteten Maximumsignals auf, das konmensurat mit den QRS-Komplex ist. Ein Tor- oder Rückstellsignal wird von dem Digitalsequenzer 25 über die Leitung 27 ausgebildet, um das den Halteteil des Maxinumdetektors 26 zugeordnete Eingangssignal zurückzustellen. Der Digitalsequenzer 25 weist herkömmliche Bauart auf und wird durch einen Taktgeber (nicht gezeigt) gesteuert. Der durch den monostabilen Multivibrator 22 ausgebildete R-V7ellenhinweis dient dazu gewisse vorherbestimmte Sequenzen der durch den Sequenzer 25 ausgebildeten Steuersignale zu initiieren. Somit tritt das Rückstellsignal auf der Leitung 27 lediglich über einen kurzen Intervall auf unmittelbar nachdem eine R-Welle festgestellt worden ist unter Zurückstellen des Haltekreises, so daß der Detektor und Haltekreis 26 in der Lage sind auf den vorliegenden QRS-Komplex anzusprechen. Das Ausgangssignal des Maximumdetektors 26 ist prpportional zu der Höhe des QRS-Komplexes und wird dem Denominatoreingang eines Teilers 23 zugeführt.

Um ein Maß der Fläche des QRS-Komplexes der EKG-Eingangswellenform zu erhalten, wird das Signal von einem Zwischenabschnitt des mehrstufigen Bandpaßfiiters 14 über die Leitung O einem zusätzlichen Bandpaßfilter 32 zugeführt. Sie Charakteristika der vorläufigen Stufe des Filters 14 und des Eandpaßfilters 32 werden so ausgewählt, daß das Impulsansprechen derselben gegenüber dem QRS-Konplex zu einem genauen Maß der Fläche des QRS-I'omplexes führt. Unter Bezugnahme auf die votläufigen Stufen des mehrstufigen Bandpaßfilters 14 nach der Figur 4 tritt das EKG-Signal durch eine erste Filterstufe einschließlich des Verstärkers A4 und eine zweite Filter3tufe einschließlich des Verstärkers A5 zu der Verbindungsstelle J und sodann über den Leiter 30 zu dem Filter 32 hindurch. Die Zuführung des Signals zu dem Verstärker A4 erfolgt durch eine

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Scricnkombination von Kondensator C3 und Widerstand R9. irine parallele Kombination aus Kondensator C4 und Widerstand R1O ist zwischen den Ausgang und den Eingang des Verstärkers A4 geschaltet. Ein "T" Kreis weist in SErie geschaltet die Widerstände R11 und R12 und zwischen denselben einen geerdeten Kondensator C5 auf, der zwischen dem Ausgang des Verstärkers A4 und den Eingang des Verstärkers Λ5 geschaltet ist. Es ist eine parallele Kombination aus Kondensator C6 und Widerständen R13 zwischen dem Eingang und den Ausgang des Verstärkers A5 geschaltet. Die Vierte der Kondensatoren C3-C6 und der Kiderstände R9-R13 sind so ausgewhlt, daß sich ein Bandpaßbereich von etwa 0,8 - 8 Hz bei 1 χ Betrieb ergibt, oder dieselben können so ausgewählt werden, daß sich ein 40 - 470 Kz Paßband für einen 60 χ Betrieb usw. ergibt.

Das Bandpaßfilter 32 weist einen verstärker A6, die Serienkombination aus Kondensator C7 und Widerstand R14 in der Leitung 30 zu dem Eingang desselben auf, und die parallele Kombination aus Widerstand R15 und Kondensator C8 erstreckt sich zwischen dem Ausgang und dem Eingang desselben. Die Werte dieser Vliderstände und Kondensatoren werden so ausgewählt, daßdieses Filter individuell einen Paßbandbereich von etwa 2-20 Hz bei 1 χ Betrieb aufweist, wenn jedoch im Zusammenhang mit den früheren Stufen des Filters in dem Filter 14 betrachtet, liegt das Paßband zwischen dem Eingang zu dem Filter 14 und dem Ausgang des Filers 32 in d^u 3ereich von etwa 2-8 Hz für den 1 χ Betrieb. Das obere Ende dieses Paßbandes liegt niedrigerer als die meisten der momentanen Frequenzcharakteristika von Teilen des QRSÖKomplexes. Aus diesem Grund folgt das Ausgangssignal des Filters 32 nicht genau dem QRS-Komplex, liefert vielmehr hierfür einen Rufimpulsansprechen. Die Amplitude '4 oder Grüße des Imoulsansprechens ist proportional zu dem Energieu gehalt und somit der Fläche des QRS-Komplexes. Durch Feststellen der Grüße dieses Impulsansnrechens ist es sodann möglich diesen Wert als das Maß der Fläche des QP.S-Komplexes anzuwenden, und dieser Wert wird dem Numeratoreingang des Divisors 28 zugeführt.

Conic wird das Ausgangssignal des Bandpaßfilters 32 dem Eingang eines Vollvcllen-Gleichgerichters 33 zugeführt (ähnlich den VoIlwollcn-Gloichrichter 16). Das Ausgan-jssignal des Vollwellen-Gleichrichtors 33, das Impulse einer einzigen Polarität aufweist, wird

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dec Maxi.mumdetektor 34 (ähnlich dem Maximuir.dctektor 26) zugeführt. Dor Maxiraumdetektor 34 stellt die Maximalwerte der gleichgerichteten Impulse fest, die sich in dem Ausgangssignal des Dandpaßfliters 32 finden, und ein zugeordneter Probe- und Haltekreis zeichnet diese Maximalwerte auf. Dor dem Maximumdetektor 34 zugeordnete Probe- und Haltekreis empfängt einen Tor- oder Probenimpuls von dem Sequenzer 25 über die Leitung 27', der sich über eine Zeitspanne von

180 msec, von dem Feststellen einer R-V.^Telle aus erstreckt. So- « w der "Höhen-" Maximumdetektor 26 als auch der "Flächen"- Maximumdetektor 34stellen die entsprechenden Maxinumamplituden der Eingangsfe signale während des oben angegebenen vorherbestimmten Intervalls von [!; 180 msec, fest, innerhalb dessen die entsprechenden Signale maximale * Größe erfahren haben.

[■■ Der Divisor 28 weist herkömmliche Bauart auf und dient daiu den

r' Numerator-Signalwert der QRS-FlMche von dem Maximumdetektor 34 durch

p. den Denaminator3ignalvert des QRS-Flächenwertes von den Maximumdetek-

; tor 34 durch den Denomin?torsignalwert des QRS-Höhenwertes von dem

'; Maximumdetektor 26 zu dividieren. Das Ausgangssignal des Divisors 28

ί ist ein normalsieirtes Maß der Flüche proportional zu der Breite des

f QRS-Komplexes. Dieses indirekte Maß der Breite wird dazu angewandt, das Vorlieaen eine3 VPB zu bestimmen.

: Durch Teilen der Fläche des pRS-Konplexes durch dessen Höhe werden Veränderungen der Fläche auf Grund von Veränderungen in der Amplitude der EKG-i.'ellenform normalisiert. Mit anderen Worten, das Ausgangssignal des Devisors 28 ergibt ein indirektes Maß für die Breite dee ORS-Komplexes, ohne daß man sich ausschließlich auf das Maß dei Flüche für dieses Ergebnis verlassen muß. Das Ausgangssignal des Devisors 28 wird dem Eingang eines Probe- und üaltekreises 36 zugeführt, der aufgrund des Beaufschlagens eines über dia Leitung 27" von dem Sequenzer 25 zugeführten Probenimpulses das indirekte Brcitenmaß aufzeichnet und hält. Das Probensianal auf der Leitung 27" tritt praktisch sofort nach dem Probensignal auf, das den Maxinumdptoktoren 26 und 34 zugeordnet ist.

Das Ausgnmjßaignnl den Proben- und Haltekreises 36 wird einem ersten od^r unteren Wert entsprechenden Schwellenwertkreis 40 und einen zweiten oder einem höheren v.'ert entsprechenden Schwellenwertkreis 41

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und ebenfalls vermittels eines selektiv steuerbaren Schwächers 37 dem Eingang des Durchschnittsberechners 38 zugeführt. Der Schwächer 37 weist herkömmliche Spannungsteilerbauart auf und führt normalerweise keine Schwächung dem "Breite"-Signal zu, das den Eingang des Durchschnittsberechners 38 zugeführt wird. Der Durchschnittsbefechner 38 besitzt herkömmliche Bauart und bildet einen Durchschnittswert bezüglich der "Breite" mehrerer aufeinanderfolgender Herzschläge, d.h. etwa 5 Sekunden bei 1 χ Betrieb. Der Durchschnittswert verschiedener aufeinanderfolgender "Breite" Maße wird von dem Durchschnittsberechner 38 an die entsprechenden Bezugseingänge der Komparatoren 42 und 43 abgegeben. Die derzeitig vorliegenden Vierte der "Breite" werden dem Schwellenkreisen 41 und 4 2 zugeführt, und die entsprechenden Ausgangssignale derselben weisen die veränderlichen Eingagnssignale für die Komparatoren 42 bzw. 43 auf. Die Schwellenwertkreise 40 und 41 besitzen jeweils herkömmliche Spannungsteilungskreise, wobei die entsprehenden Spannungsteiler in einem derartigen Verhältnis vorliegen, daß sich das von dem Kreis 40 kommende Ausgangssignal auf etwa 5/6 oder 832 des Eingangssignals desselben belaufen, sowie das Ausgangssignal des Kreises 41 sich auf etwa 5/7 oder 71% des Eingangssignals desselben belaufen. Anders ausgedrückt, wird das an dem Komparator 4 2 vorliegende "Breiten"-Signal das durch den DURCHSCHNITTSberechner 38 beaufschlagte Signal nur überschreiten, wenn sich dasselbe auf mehr als120% des durchschnittlichen Breite"-Signals beläuft, bevor dasselbe durch die Schwellenwerteinheit 40 hindurchgeht und das an dem Eingang des Komparators 43 vorliegende Breitesignal wird das durch den Durchschnittsberechner 38 zugeführte Signal nur überschreiten, wenn dasselbe sich auf mehr als 140% des Durchschnittswertes vor dem Hindurchtritt durch den Schwellenwertkreis 41 beläuft. Somit schiebt sich das Ausgangssignal des Komparators 42 zu einem stärker positiven Potential solange v/ie der derzeitig vorliegende Breite-Wert die durchschnittliche Breite um 120% oder mehr überschreitet, und das Ausgangssignal des Komparators 43 verschiebt sich zu seinem positiven Wert immer dann und solange v/ie die vorliegende Breite 140% des Durchschnittswertes überschreitet. Diese positiven Ausgangssignalwerte der Komparatoren 42 und 4 3werden als WIDE I und WIDE II bezeichnet. Wie bei dem von dem monostabilen Multivibrator 22 kommenden und das Auftreten einer R-VTeIIe anzeigende Signal werden die WIDE I und

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WIDE Il Signale auf die logische Einheit 44 übertragen, wo dieselben dazu angewandt werden das Auftreten von VPBs, vorzeitigen atrialen Herzschlägen (APBs) aufeinanderfolgende VPBs und J7I. zu bestimmen, .•ie weiter unten eräutert.

-a es allgemein unzweckmäßig sein kann, den durch den Durchschnittsberechner 38 gelieferten durchschnittlichen Breite-Wert übermäßig zu verzerren bei Auftreten eines abnormal breiten QRS-Komplexes, wird der Schwächer 37 automatisch wirksam unter Verdünnen oder Schwächen der Wirkung eines derartig "weiten" Viertes auf den durch den Kreis 38 gelieferten Durchschnittswert. ViIDE I und WIDE II werden als Ausgangssignale über die Leitungen 45 und 46 den Steuereingängen des Schwächers 37 zugeführt. Das WIDE I Signal führt einen 10%igen Schwächungsfaktor dem vorliegenden Breitesignal zu, das sodann dem Eingang des Durchscnittsberechners 38 zugeführt wird; Das WIDE II Signal führt einen zusätzlichen Schwächungsbetrag vori z.3. 10 bis 20% in den momentanen Wert ein, der dem Eingang des Durchsch\ittsberechners 38 zugeführt wird. Der Durchschnittswert verschiedener aufeinanderfolgender "Breite"-Maße wird somit nicht ernsthaft durch gelegentlich weitere QRS-Kompiexe verzerrt.

Das Ausgangssignal des "Flächen"Haximumdetektors 34 wird zusätzlich dem Durchschnittsberechner 47 zugeführt, der identische Bauart zu dem Durchschnittsberechner 38 aufweist. Das Ausgangssignal des Durchschnittsberechners 47 wird dem Komparator 4 8 zugeführt. Das Ausgangssignal des "Flächen"-Maximumdetektors 34 wird durch den Schwellenwertkreis 49 hindurch zu dem anderen oder variablen Eingang des Komparators 4 8 geführt. Der Schwellenwertkreis 49 weist einen Spannungsteiler auf, der so dimensioniert ist, daß sich ein Ausgangssignal ergibt, das sich auf 2/3 oder 66% des Eingangssignals beläuft. Mit anderen 'Worten, das dem Komparator 48 durch das momentane "Flächen"-Signal zugeführte Signal wird gleich dem durchschnittlichen "Flächen"-Wert sein, der durch den Durchschnittsberechner 47 geliefert wirö, wenn sich das erstere vor dem HincHrchtritt durch den Schwellen-■ ertkreis 49 auf 150% des letzteren beläuft. Daher wird das Ausgangssignal des Koirparators 43 sich auf seinen poiitiven Wert immer dann und solange verschieben, v/ie sich der momentane "Flächen"-Wert auf IjQ'-, oder mehr bezüglich des durchschnittlichen "Flächen"-Wertes belauft. Dieser Wert des von dem Komparator 48 kommenden Signals wird

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als LARGE LBE?. bezeichnet und ist ein v.-ahlwcises Eingangssignal für das logische System 44 und kann dazu angewandt werdon, VPP.r. in klassischer Weise festzustellen.

Weiterhin v/ird das LARGE AREA Ausgangssignal dos Konparators 4 3 über die Leitung 50 zu dem S teuere ingang des !'.aximundotektors 3 4 in praktisch der gleichen Weise und für den gleichen Zweck zurückgekoppelt, wie dies bezüglich der vriDE I und WIDE II Steuersignale für den Schwächer 37 ist. Speziell ist ein Schwdchungswiderstand (nicht gezeigt), der dem Maximum-Detektor-Prbe-und Haltekreis 34 zugeordnet ist, in die Schaltung durch einen elektronischen Schal- , ter (nicht gezeigt) angeordnet und durch das Auftreten eines ?₍

LARGE AREA Signals auf der Leitung 50 folgt ein Schwächen des Signals, das anschließend an dem Ausgang des Detektors 34 auftritt. Diese Wirkung tritt nur ein, nachdem der vorliegende tatsächliche "Flächen"-Wert an den Devisor 28 gegeben und das "Breite"-Maß in dem Probe-und Haltekreis 36 gespeichert worden ist. Indem sodann das Ausgangssignal des Maximumdetektors 34 geschwächt worden ist, wird das "Flächen"-Eingangssignal für den Durchschnittsberechner 47 weinger von dem Durchschnitt als zuvor abweichen. Auch nimmt das Ausgangssignal des Maximumdetektors 34 ab und das gleiche trifft auf das ^Eingangssignal für den Komparator 48 l\ber den Schwellenwertkreis 49 zu bis der scheinbare "Flächen"-Viert nicht mehr größer als 150% des Durchschnittswertes ist und sodanr. wird über die Leitung 50 die Schwächungssteuerung unterbrochen. Der monentane "Flächen"-Wsrt setzt sich sodann bei den 150% des Durchschnittswertes fort bis der nächste QRS-Komplex auftritt.

Es ist eine Schaltung für das Überwachen des Intervalls zwischen aufeinanderfolgenden QRS-Komplexen vorgesehen, um so anzuztigen, wenn ein QRS-Komplex früher oder später als ein Durchscftnittsintervallberoich auftritt, der gebildet wird durch das Intervall zwischen verschiedenen vorangehenden QRS-Konpibexen. Ein Sägezahn-Generator 52 erzeugt einen Spannungszahn mit vorherbestimmter Neigung oder Meigungsrate aufgrund eines Rückstell- und Auslösungssignals, dan durch den Digitalsequenzer über die Leitung 27 "' geliefert wird. Das Rückstellen und Auslösen des S^gezahn-Gcnerators 52 tritt bei einem vorherbestimmten festgelegten Intervall nach Erkennen einer R-Welle ein, d.h. 180 msec: Das Ausgangssignal des

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ο c r. w /. η

i « ν ν ^ I I Λ

Sllgezahn-Generators 52 vird der. rir.gana dcz ^ro';c- und Taltckreises 53 zugeführt. Ein Probesignal v.'ircl de- Probe- und Ilalte-

rcis 53 ausgehend von d Digitalsequcnscr 25 über die Leitung 27 "" zugeführt und ist zeitlich so abgestimmt, daß dieses 7.Ungangssignal des Sägezahngenerators 52 gespeichert wird, das einen kurz3n Intervall vor der Rückstellung des Sägezahngenerators vorliegt. In dieser V'eise ist der in den Probe- und Ilaltekreis gespeicherte VJert praktisch proportional dem Intervall Zwischen aufeinanderfolgenden R-Viellen und ist nur geringfügig kleiner als der tatäsächliche vrcrt. Das *\usgangssignal des Probe- und Haltekreises 53 wird den entsprechenden Eingängen der Schwellen-•.ertkreiss 55 und 56 und dem Eingang des Durchschnittsberechners 54 zugeführt.

Der Durchschnittsberechner 54 ist praktisch identisch zu den Durchschnittsberechners 36 und 47. Der Durchschnittswert der verschiedenen (d.h. fünf) unmittelbar vorangehenden R-R-Intervalle, die an den Ausgang des Durchschnittsberechners 54 «·.·.."-treten, wird auf die entsprechenden Bezugseingänge der Komparatoren 58 bzw. 59 beaufschlagt. Beide Schwellenwertkreise 55 und 56 sind so dimensioniert, daß sich Ausgangssignale ergeben, die L-ich auf etwa 9/10 oder 90% deren entsprechender Eingangssignale belaufen. Das Ausgangssignal des Schwellenwertkreises 55 wird jedoch dem nicht invertierenden Eingang des Komparators 58 zugeführt, während das Ausgangssignal des Schwellenwertkreises 56 den invertierenden Eingang des Komparators 59 zugeführt wird. In dieser VJeise bewegt sich das Ausgangssignal des Komparators 53 zu einem relativ positiven Spannungswert unter Ausbilden eines "EARLY" Signals immer dann, wenn sich der momentane R-R Intervall auf weniger als etwa 90% des durchschnittlichen R-R-Intervalls beläuft, und das Ausgangssignal des Komparators 59 bewegt sich zu einem relativ positiven Spannungswert unter Ausbilden eines LATE Signals immer dann, wenn das momentane R-R-Intorvall größer als etwa 110% des durchschnittlichen R-R- Intervalls ist. Die Ausgangssignale der Komparatoren 58 und 59 ergeben die entsprechenden EARLY und LATE Signale, die dem logischen System 44 zugeführt werden.

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Ls kann sich als zweckmäßig erweisen, daß ein sehr früher Komplex oder eine Aufeinanderfolge früher Komplexe den Durchschnittswert nicht verzerren sollten. Es kann eine Anordnung für das Feststellen dieser Zustände und das selfektive Verändern der Zeitkonstanten des Durchschnittsberechners 54 angewandt werden.

Unter Bezggnahme auf das logische System 44 wird hier zweckä verkürzter Darstellung keine ins Einzelne gehende Beschreibung gebracht; und weiterhin sind die diesbezüglichen Einzelheiten dem Fachmann geläufig. Der durch den monostabilen Multivibrator 22 ausgebildete R-Wellenimpuls, der eine wesentliche Eingabe für den Digitalsec[uenzer 25 ist zwecks Ingangsetzen jeder Arbeitsphase des Sgquenzers wird ebenfalls durch das logische System 44 hindurchgeführt unter Ausbilden eines Ausgangssignals für die Anwendung durch einen beliebigen Hilfskreis. Das logische System 44 ist so aufgebaut, daß sich ein Ausgangssignal ergibt, das einen Hinweis auf das Auftreten eines VPB unter jedem der folgenden zwei logischen Bedingungen ergibt. (1) Ein VJIDE II Anzeige durch den Komparator 4 3 und (2) die Anzeige von WIDE I durch den Komparator 42 und eine EARLY Anzeige durch den Komparator 58 und eine folgende Anzeige durch den Komparator 59, wonach sich der nächste QRS-Komplex verspätet. Bei der Ausbildung der logischen Schaltung für die EARLY und nächsten LATE Bestimmungen ist es natürlich erforderlich, eine Verzögerungs- oder Speicherstufe vorzusehen, z.B. durch Anwenden Bines Flip-Flops, wie allgemein bekannt. Es versteht sich, daß die für das Ausbilden von WIDE I bzw. WIDE II vorgeschlagenen 120% und 140% Schwellenwerte gemäß dieser Ausführungsform zwar allgemein bevorzugt sind, dieselben jedoch nicht als begrenzend zu verstehen sind und im Rahmen der Erfindung eine gewisse Variation liegt.

Das logische System 4 4 zeigt einen vorzeitigen atrialen Herzschlag (APB) mit einer Logik an, die das Auftreten der folgenden Bedingungen erkennt. Einen EARLY QRS-Komplex, der nicht WIFDE I ist und weder die vorangehenden noch die nachfolgenden QRS-Komplexe EARLY sind. Das logische System 44 ergibt ebenfalls eine Anzeige aufeinanderfolgender VPBs, wenn einer der nachfolgenden logischen Bedingungen entsprochen ist: (1) ein QRS-Ckomplex ist EARLY und WIDE I und der nächste QRS-Komplex ist EARLY und ist ebenfalls WIDE I, (2) ein QRS-Komplex ist EARLY und WIDE I und der nächste Komplex ist WIDE II oder (3) ein QRS-Komplex ist VJIDE II und der nächste Komplex ist WIDE II.

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'.'cr.n auch der Trfinclunasgegenstand in Zusar~ennartc r.it eine.- "hard-'.'irad" Syster. rrit nrc^p.tcrteils analoacn Schaltkreisen r.it einiger .jigitalfolge ur.l logischen Schaltkreisen crl.'iutert vjordcn ist, kann dor Erfindungsqegenstand auch vermittels eines programmierbaren Rechners oder Mikroprozessors erstellt werden. Vlenn auch eine Trstellung vollständig mit digitalen Schaltkreisen und einen Mikroprozessor möglich sein kann, ist es doch bevorzugt, daß die Eingangsstufen nit der Ratenbegrenzung und den Filter in analoger Vfeise ausgeführt sind, wobei die sich anschließende Signalverarbeitung durch einen programmierbaren Mikroprozessor erfolgt, wie in der Figur 5 gezeigt. In dieser Figur sind das Nieder .aßfilter 10, der Ratebegrenzer 12, Mehrstufen-Bandpaßfiltcr 14 und Bandpaßfilter 32 identisch mit den in der Figur 2 gezeigten entsprechenden Bauelementen und weisen die gleichen Bezugszeichen auf. Das Ausgangssignal des Bandpaßfilters 14 wird durch einen Absoliitwertkreis 16' analog zu dem Vollwellengleichrichter 16 geführt. In ühnlichsr Weise wird das Ausgangssignal des Bandpaßfilters 32 durch einen Absolutwertkreis 33' analog den Vollwellengleichrichter geführt. Die Ausgangssignale dar Absoi.utwertkreise 16* bzw. 33' v/erden den Eingängen der Analog-Digital-Konverter 70 bzw. 71 für dir· Umwandlung aus der analogen in die digitale Form zugeführt. Das Ausgangssignal des A-D Konverters 70 ist gekennzeichnet als HEIGHT und stellt digitale Absolutwert-V.'iedergaben des durch den Filter 14 hindurchgegangenen Signals dar. Das Ausgangssignal des A-D Konverters 71 ist als AREA bezeichnet und isteine digitale Wiedergabe des Absolutwertes des Impulsansprechens des Filters 32. Es versteht sich, daß keines dieser Signale hier ein tatsächliches Maß der Höhe oder der Fläche des QRS-Komplexes ist, sondern dieselben dazu angewandt werden ein derartiges Maß auszubilden. Diedigitalen "Höhe"- und "Flüche"-Sigrale werden in entsprechender 'reise den Eingängen eines geeigneten Mikroprozessors 72 für die anschließende Verarbeitung zugeführt.

Unter Bezugnahme auf die Fließschomata nach den Figuren 6Λ und 6D die zusammen ein derartiges Schema darstellen, ist dort die Sequenz der Steuerung und der Entscheidungstrcffung vermittels eines Programms auf dem Mikroprozessor 72 durchführbar dargestellt. Zunächst v/ird der Maximalwert der aufeinanderfolgenden "Höhe"-Signale aufeinanderfolgend r'cspcichert. Sodann wird unter Anwenden dieser gespeicherten

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Maximalwerte ein veränderlicher Schwellenwert festgelegt, der 100Ϊ des gespeicherten Maximalwertes erreichen kann unmittelbar nach Feststellen der R-Welle und nimmt sodann auf einen VJert von etwa 40% in den normalen Intervall zu der nächsten R-"elle an. Sodann werden aufeinanderfolgende vierte der nächsten "K6he-Signale, die den nächsten QRS-Konplex zugeordnet sind, mit dem veränderlichen Schwellenwert verglichen. Kenn der ^T.?ert eines neuen "Höhe"-Signals kleiner als der Schwellenwert ist, arbeitet die Steuerschlaufe dergestalt, daß eine fortgesetzte Verringerung des veränderlichen Schwellenwertes in Richtung auf den 40% Wert möglich wird. VJenn nach einiger Zeit keine R-Welle festgestellt wird, d.h. zwei oder drei normalen R-R-Intervalle, kann sodann der Schwellenwert weiter verringert werden. Wenn andererseits das neue "Höhe"-Signal den Schwellenwert übertrifft, kündigt dies das Auftreten einer R-v;elle an und es wird eine "R-VTLLLEIi" Flagge gesetzt.

Dach der Anzeige des Auftretens einer R-'*elle wird der '!ay.inalwert des AREA Signals als ein Haß der Flüche gespeichert. Anschließend wird dor gespeicherte Maximalwert der Fläche durch den gespeicherten Maximalwert der Höhe dividier*: unter Ausbilden eines Wertes, der ein indirektes Man der Breite des entsprechenden QRS-Xonplexes ist und dieses /»aß wird sodann gespeichert. Dieser Viert und mehrere (d.h. vier) unmittelbar vorhergehend gespeicherter vierte der Breite werden in einen Durchschnittswert überführt unter Ausbilden eines durchschnittliches '.'ertns der Breite. Der de Breite darstellende gespeicherte -?ert wird mit dem durchschnittlichen Wert der Breiten verglichen, um zunächst festzustellen, cb sich derselbe auf wenigstens 100Ί breiter als die Durchschnittsbreitu beläuft und zweitens ob derselbe wenigstens 120% breiter als die Durchschnittsbreite ist. \.Όηπ ein Wert von wenigstens 140% breiter vorliegt, wird eine "'.,'IDE II" Flagge gesetzt, '.'onn e.^fn Vert von wenigstens 120% breiter vorliegt, wird cine '"..'IDE I" Flagge gesetzt. Wenn weiterhin ein Wert von wenigstens 120% breiter als dem Durchschnittswert entsprechend vorliegt, wird die Wirkung des zuletzt gespeicherten vrertes der Breite auf den Durchschnittswert un einen ersten Betrag geringstir.öglich nohnltrn und wenn clornolbr· wenigstens 14Ci breiter ist, wird die V.'ir-1.UTJ ouf den Durchschnittswert un pinon noch größeren Detrag verringert.

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t It · I I · ItI ·

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Der vorliegende gespeicherte Maximalwert der Fläche und die zuvor gespeicherten verschiedenen Maximalwerte der Fläche werden in einen Durchschn ittswert überführt unter Ausbilden eines Durchschnittswertes der Fläche. Der zuletzt gespeicherte Maximalwert der Fläche wird mit 150% des durchschnittlichen Maximalwertes der Fläche verglichen und wenn der erstere größer als der letztere ist/ wird eine "LARGER AREA" Flagge gesetzt. Wenn der vorliegnde Viert der Fläche sich auf mehr als 150% des Durchschnittswertes der Fläche beläuft, wird ebenfalls der Wert der Ersteren bei Berechnen des Durchschnittswertes kleinstmöglich gehalten. Der Intervall zwischen dem Einstellen aufeinanderfolgender R-WAVE Flaggen wird gemessen unter Ausbilden des Maßes des R-R Intervalls. Das Intervall zwischen der vorliegenden R-Welle und derunmittelbar vorhergehenden R-Uelle wird zusammen mit den Intervallen zwischen den verschiedenen unmittelbar vorhergehenden R-Wellrn in einen Durchschnittswert überführt unter Ausbilden eines durchschnittlichen R-R Intervalls. Das letzte R-R- Intervall wird mit dem durchschnittlichen R-R-Intervall verglichen, tjnd wenn das erstere sich auf weniger als 90% des letzteren beläuft, wird eine "EARLY" Flagge gesetzt. Uenn das letzte R-R-Intervall größer als 110% des durchschnittlichen R-R- Intervalls ist, wird eine "LATE" Flagge gesetzt. Vtenn sich das letzte R-R-Intervall auf weniger als 90% des durchschnittlichen R-R-Intervalls beläuft, wird die Wirkung des Ersteren bei Bestimmung des Letzteren kleinstir.öglich gehalten.

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Claims

I PATENTANWALT D-1 BERLIN 33 5.2.79

5* MANFREDMIEHE falkenried 4

P Telefon: (OJO) 8 5119 50

£;■ , . Diplom-Chemikir Teleenmme: INDUSPROP BERLIN

[.., _d ' \ Telex: 0185443

§ ÜS/O2/2412

I AMERICANOPTICALCORPORATION

I Southbridge, Mass. 01550, USA

Ε Verfahren und Vorrichtung für das überwachen elektrokardiographi- % scher Wellenformen

Patentansprüche

1JEKG-Überwachungssystem für das Erzeugen eines Signals, das einen vorzeitigen ventrikularen Herzschlag anzeigt, dadurch g e k e η n-I zeichnet, daß eine auf eine EKG-Wellenform ansprechende |;i Anordnung für das Ausbilden eines Maßes, das proportional der <v Fläche des QRS-Komplexes der EKG-Wellenform ist, eine auf die ; EKG-Wellenform ansprechende Anordnung für das Ausbilden eines

Maßes, das proportional der Majiimalhöhe des QRS-Komplexes der EKG-i, Wellenform ist, und eine Anordnung für das Dividieren des

Flächenmaßes durch das maximale Höhenmaß vorliegt unter Ausbilden eines normalisierten Maßes, das proportional der Breite des QRS-I Komplexes der EKG-Wellenform ist.
2. Überwachungssystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß eine Anordnugn für das Ableiten des durchschnittlichen Breitenmaßes über eine Mehrzahl an aufeinanderfolgenden EKG-Wellenformen und eine Anordnung für den Vergleich des Breitenmaßes mit dem durchschnittlichen Breitenmaß, das von den vorhergehendenBreitenmaßen abgeleitet ist und aufgrund des ; Breitenmaßes das durchschnittliche Breitenmaß um einen vorherbestimmten Betrag überschreitet für das Registrieren eines besonders breiten Impulszustandes für den entsprechenden QRS-Komplex.

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2 - υ 5 A Q 7
3. überwachungssystem nach Anspruch 2, dadurch g e k e η η -

ζ e i c h η et , daß der vorherbestimmte Betrag ure den das Droifcenmaß das durchschnittliche Breitennaß für die Registrierung des besonders breiten Impulses überschreiten muß, wesentlich größer als 20% ist.
4. Überwachungssystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß eine Filteranordnung, die im wesentlichen auf Frequenzen unter denjenigen anspricht, die in kennzeichnender Weise in dem QRS-Komplex einer EKG-V7ellenform vorliegen, wodurch das Impulsanpsrechen der Filteranordnung gegenüber dem QRS-Komplex proportional der Energie und somit der Fläche des entsprechenden QRS-Komplexes ist, und eine Anordnung, die auf die maximale Größe des Filterimpulsansprechens für den entsprechenden QRS-Komplex anspricht zwecks Ausbilden des Flächenmaßes, vorgesehen sind.
5. Uberwachungssystem nach Anspruch 4, dadurch g e k e η η zeichnet, daß das maximale Höhenir.aß durch eine Maxinal-Feststellanordnung ausgebildet wird, die auf dtn QRS-Kopplex und eine EKG-Wellenform anspricht zwecks Speichern der maximalen Amplitude derselben.
6. überwachungssystem nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet , daß eine Anordnung für das Vergleichen des Breitenmaßes mit dem durchschnittlichen Breitenitiaß vorliegt, das anhand der vorherigen Breitenmessungen abgeleitet worden ist und aufgrund des Breitenmaßes über das durchschnittliche 3reitennaß um einen anderen Betrag hinausgeht, der kleiner als der vorherbestimmte Betrag für das Registrieren eines unterschiedlichen Impulszustandes spezieller Breite ist, eine Anordnung für das Ausbilden eines Maßes des Intervalls zwischen aufeinanderfolgenden QRS-Komplexen, eine Anordnung für das Vergleichen des Intervallmaßes mit einem Durchscnitt der Intervallmaße über eine Mehrzahl unmittelbar vorhergehender QRS-Komplexe und Erzeugen eines "frühen" Signals, -⁷enn sich das Intervall auf weniger als etwa 90% des durchschnittlichen Intervallmaßes beläuft oder erzeugen eines "spaten" Signals, wenn das Intervall größer als etwa 110% des durchschnittlichen Intervallmaßes ist und eine logische Anordnung, die auf den unterschiedlichen Impulszustand

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.,esonderer Breite und ein entsprechendes "frühes" Signal und ein "spätes" Signal für den nächsten auftretenden QRS-Komplex anspricht zwecks Erzeugen eines vorzeitigen ventrikularen Herzschlagsignals, vorliegen.
7. Uberwachungssystem nacr Ansprucn 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Anordnung für das Bestimmen des durchschnittlichen Breitenmaßes eine den Durchschnitt feststellende Anordnung aufweist, die die Breitenmaße aufeinanderfolgender EKG-v:ellenformer. empfängt zwecks Feststellen eines Durchschnittswertes und eine Schwächungsanordnung zwischen der Divisionsanordnung und der den Durchschnitt feststellenden Anordnung, wobei die Schwächungsanordnung auf das Auftreten des besonders breiten Impulszustandes anspricht zwecks Schwächen der Amplitude des entsprechenden Breitenmaßes um einen vorherbestimmten Betrag, wodurch dessen V7irkung auf den Durchschnittswert verringert wird, vorliegt.
8. Uberwachungssystem nach Anspruch 7, dadurch gekennzei chn e t , daß die Anordnung für das Feststellen des durchschnittlichen Breitenmaßes eine den Durchschnittswert bestimmende Anordnung aufweist, die das Breitenmaß aufeinanderfolgender EKG-Wellenformen zwecks Durch schnittsbildung empfängt und die Schwächungsanordnung zwischen der Oivisionsanordnung und der den Durchschnittswert feststellenden Anordnung vorliegt, die t,chwächungsanordnung auf das Auftreten des Zustandes des besonders breiten Impulses anspricht zwecks Schwächen der Amplitude des entsprechenden Breitenmaßes um einen ersten vorherbestimmten Betrag und auf das Auftreten des unterschiedlichen Zustandes des besonders breiten Impulses zwecks schwächen der Amplitude des Breitenmaßes um einen zweiten vorherbestimmten Betrag, wodurch die Wirkung des Impulses mit unterschiedlicher Breite auf den Durchschnittswert verringert wird.
9. Verfahren für die indirekte Ausbildung eines Maßes der Breite eines QRS-Komplexes, der in einer EKG-Wellenform bei einem EKG-Überwachungssystem auftritt, gekennzeichnet durch die Kombination der nachfolgenden Verfahrensschritte:

a) ausgehend von der EKG Wellenform erzeugen eines Signals, das proportional zu der Fläche des QRS-Komplexes ist,

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b) ausgehend von der EKG-Wellenform erzeugen eines Signals, das proportional der maximalen Höhe des QRS-Komplexes ist und

c) dividieren des Flächensignals durch das Signal maximaler Amplitude
unter Ausbilden eines normalisierten Signals, das kennzeichnend für
die Breite des QRS-Komplexes des EKG-Signals ist.
10. R-Wellendetektor, gekennzeichnet durch eine Anord- · nung, die auf eine kontinuierliche EKG-Wellenform anspricht und darin

eine Reihe R-Wellen aufweist zwecks Ausbilden eines Wertes, der kenn- ;'

zeichnend für die maximale Höhe wenigstens einer R-Welle in einer |

unmittelbar vorhergehenden begrenzten Merhzahl an R-We^Ten, eine \

variable Änderungsanordnung für das Ändern einer der vorliegenden EKG- ?' Wellenformen und der die maximale Höhe wiedergebende Viert ein steuerbar veränderlicher Prozentsatz des anderen ist, eine Anordnung für das

Vergleichen des geänderten Wertes der vorliegenden EKG-Wellenform und ;

des die maximale Höhe wiedergebenden Wertes mit dem anderen Wert und ρ

anzeigen des Auftretens einer R-Welle vorliegt, wenn das vorliegende %

Signal auf der Grundlage der EKG-Wellenform über die maximale Höhe )'l

hinausgeht, die ein Signal auf der Grundlage des Wertes darstellt und ji|

eine Anordnung, die auf die Anzeige der R-Welle für das Steuern der IS Veränderung des Änderungsprozentsatzes anspricht.
11. R-Wellendetektor nach Anspruch 10, dadurch gekennzeich- ;ri net, daß die veränderliche Änderungsanordnung den die Itipulshöhe
wiedergebenden Wert ändert unter Ausbilden eines Schwellensignals, :\ die -vorliegende EKG-Wellenform mit dem Schwelenwertsignal verglichen ί wird unter Ausbilden des R-Wellenhinweises, wenn das erstere größer i als das letztere ist. S
12. R-Wellendetektor nach Anspruch 11, dadurch gekennzeich- ■! net, daß die Anordnung für das Verändern des Prozentsatzes des
Schwellenwertsignals, das den die maximale Höhe darstellenden Wert
wiedergibt, so arbeitet, daß der Prozentsatz schnell auf einen vohreroestimmten maximalen Wert erhöht wird, der so ausgeewählt ist, daß der
Schwellenwert erheblich über praktisch allen T-Wellen in dem EKG-Si^- | nal liegt, sowie im Anschluß an die Maximalbildung der vorliegenden
R-Welle so arbeitet, daß der Proaentsatz mit einer langsameren Ge- ; schwindigkeit als die Erhöhung in Richtung auf einen vorherbestimmten
Minimalwert abnimmt, der so ausgewählt ist, daß R-Wellen festge-

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stellt werden, deren maximale Amplituden wesentlich kleiner als der die maximale Höhe wiedergebende Wert ist.

%
13. R-Wellendetektor nach Anspruch 12, dadurch g e k e η η j* zeichnet, daß die Anordnung für das Ausbilden des Prozent-I; satzes des Schwellenwertsignals einen Wiederstands-Spannungstei.ler aufweist, auf dessen eines Ende der die maximale Köhe wiedergebende

Wert beaufschlagt und der Schwellenwert von dem Spannungsteiler abgegriffen wird, und die den Prozentsatz verändernde Anordnung

H einen Kondensator und elektrische Schaltanordnung aufweist, die

I jeweils parallel zu einem Ende und dem Abgriff des Spannungsteilers

ί geschaltet sind, die Schaltanordnung normalerweise nicht leitend

I ist und auf den R-Wellenhinweis so anspricht, daß dieselbe über

S die Dauer der Welle hin leitfähig wird, der R-Wellenhinweis so-

'* lange vorliegt wie das vorhandene EKG-Signal über dem Schwellenwert

P liegt.