DE1960934A1

DE1960934A1 - Elektrokardiographische R-Spitzen-Anzeigeschaltung

Info

Publication number: DE1960934A1
Application number: DE19691960934
Authority: DE
Inventors: Auf Nichtnennung Antrag
Original assignee: American Optical Corp
Current assignee: American Optical Corp
Priority date: 1968-12-06
Filing date: 1969-12-04
Publication date: 1970-09-10
Also published as: DE1960934B2; US3590811A; IL33065A0; CA927925A; BE741897A; SE365396B; NO128474B; FR2025487A1; GB1276116A; IL33065A; NL6917224A

Description

Priorität: 6. Dez. 1968; V. St. A«; ITr. 781 896

Die Erfindung bezieht sich auf ein elektrokardiographisches Anzeigesystem und speziell auf Anzeigeschaltungen der R-Spitze.

Nahezu alle verwendeten elektrokardiographischen Systeme weisen eine Schaltung zum Messen des Herzrhythmus auf. Typische Bewegungen des Herzens werden damit nachgewiesen und in Form eines EKG-Wellenbildes aufgezeichnet. Eine solche jeweils einem Herzschlag entsprechende Wellenform weist verschiedene charakteristische, in der Medizin mit P, Q, H, S und T bezeichnete Wellenberge und -täler (Spitzen) auf. Von den verschiedenen Teilen der Welle iat die R-Spitze bei weitem am einfachsten nachzuweisen und wird im allgemeinen in allen Aufnahmen zur Messung des Herzrhythmus und zum Nachweis zu schneller Herzschläge verwendet.

000837/1264

Bayerische Vereimbank München 820 893

AO 2588 . - 2 -

Im allgemeinen weist die im EKG gezeigte Wellenform drei positive Spitzen, nämlich P, E. und T, auf, von denen die R-Spitze die größte ist. Da zum Nachweis jedes Herzschlages nur eine Spitze notwendig ist, kann im einfachsten Pail ein Schwellendetektor verwendet werden, der zwischen den P- und T-Spitzen auf der einen Seite und der R-Spitze auf der anderen unterscheidet, so daß nur die Ε-Spitzen beim Schwellendetektor die Weiterzählung der Anzahl der Herzschläge um eins auslösen.

Unglücklicherweise sind häufig die P- und/oder T-Spitzen größer als die R-Spitze, so daß ein einfacher Vergleicher, der die ungefilterte EKG-WeIIe aufnimmt, ein Vielfaches der Herzschläge zählt, da die P- und/oder T-Spitze zusammen mit der R-Spitze registriert werden, weil sie ebenfalls die Schwelle überschreiten. Zur Lösung dieses Problems verwenden die meisten der Jetzigen Anzeigevorrichtungen eine Filtervorrichtung zur Dämpfung der P- und T-Spitze im Verhältnis zur R-Spitze. Eine solche Filterung ist möglich, weil die R-Spitze höhere Frequenzen aufweist als die anderen Teile der EKG-Welle. Ein Hochpaßfilter dämpft also die P- und T-Spitze wesentlich mehr als die R-Spitze. In beinahe allen Fällen wird also durch die Filterung die R-Spitze höher als die P- und die T-Spitze sein«

Diese Lösung hat sich jedoch in vielen Fällen als unzureichend erwiesen. Die Amplitude der gesamten EKG-Welle kann, abhängend von verschiedenen Faktoren, wie etwa dem Umschalten auf verschiedene Leiterkombinationen, absicht-. liehe Vergrößerung der Verstärkung zur besseren Beobachtung eines bestimmten Merkmals auf dem Anzeigeschirm oder durch physiologische Veränderungen in dem Patienten, zu- oder abnehmen. Bei hinreichender Verkleinerung der R-Spitze

009837/1254

AO 2588 - 3 -

wird diese bei einer fest eingestellten Schwelle den Detektor dann nicht anregen, da die Spitze unter der Schwelle liegt. Umgekehrt ist es natürlich möglich, daß bei einer hinreichenden Vergrößerung der Amplituden der Welle auch die P- und/oder T-Spitze größer als der eingestellte Schwellwert sind und Ursache für eine Yielfachzählung eines einzigen Herzschlages sind.

Als naheliegende Lösung des Problems bietet sich die Verwendung einer automatischen Ausgangssteuerschaltung an, wie sie in Radio- und Fernsehempfängern verwendet wird. Mit einer solchen automatischen Ausgangssteuerschaltung kann eine Wellenform mit konstanter maximaler Amplitude unabhängig von der Amplitude des Eingangs signals erzeugt werden«. Bei Verwendung einer solchen Schaltung in einem EKG-Anzeigesystem würde ein an den Schwellendetektor angepaßtes EKG-Signal erzeugt werden mit einer Amplitude, deren R-Spitze über dem Schwellenwert liegen würde, während die P- und T-Spitze darunter liegen würden. Obwohl eine solche automatische Ausgangssteuerschaltung als naheliegende Lösung des Problems erscheint, erweist sie sich aus einer Reihe von Gründen als nicht befriedigend. Der Hauptgrund dafür ist, daß die Amplitude des EKG-Signals über einen so großen Bereich variieren kann, daß eine herkömmliche automatische Ausgangssteuerschaltung den Ausgang nicht über den ganzen Bereich hinreichend linear anpassen kann.

Es ist allgemeiner Zweck der Erfindung, ein EKG-Anzeigegerät mit einer Schaltung zur Registrierung des Auftretens der R-Spitze in einem EKG-Signal ohne die P- und die T-Spitze unabhängig von der Amplitude des EKG-Signals zu schaffen.

009837/1254

10 2588 - 4 -

Gemäß der Erfindung wird ein. Vergleicher (Schwellendetektor) zur Anzeige der R-Spitze verwendet. Das EKG-Signal wird in üblicher Weise gefiltert, so daß die R-Spitze immer größer als die P- und die T-Spitze ist. Das Schwellenniveau wird an den anderen Eingang des Vergleichers angelegt. Immer dann, wenn das gefilterte EKG-Signal größer ist als das Schwellenniveau, wird ein Ausgangsimpuls zur Anzeige des Auftretens einer R-Spitze erzeugt. Gemäß der Erfindung ist das Schwellenniveau kontinuierlich als Funktion der Amplitude des EKG-Signal anpaßbar.

Zur Bestimmung der Höhe der R-Spitze wird ein Spitzendetektor verwendet. Das Vergleichsschwellenniveau wird von dieser angezeigten R-Spitze abgeleitet. Das Vergleichsschwellenniveau ist ein Bruchteil der R-Spitze und liegt unterhalb der R-Spitze, aber oberhalb der P- und der T-Spitze. Demgemäß zeigt der Vergleicher einen Polaritätswechsel an seinem Ausgang nur beim Auftreten-einer R-Spitze an.

Das Schwellenniveau (welches einen festen Bruchteil der R-Spitze unabhängig von deren Größe bildet) folgt den R-Spitzen. Bei Anwachsen der Amplitude des EKG-Signals erhöht . sich auch das Schwellenniveau. Ebenso nimmt das Schwellenniveau mit Verkleinerung der Amplitude des EKG-Signals ab. Der Spitzendetektor hat eine Zeitkonstante von etwa 10 sek, so daß das Schwellenniveau verhältnismäßig langsam in beaug auf die Herzechlaganzahl geändert wird. Das Schwellenniveau ist auf diese Weise mit dem Durchschnittswert des EKG-Signals in Übereinstimmung gebracht und ist linear über einen weiten Bereich anpaßbar an EKG-Signale mit weit schwankenden Amplituden»

009837/1254

AO 2588 - 5 -

Es ist weiter ein Merkmal der Erfindung, einen Schwellenniveaudetektor zur Anzeige der R-Spitzen eines EKG-Signals zu verwenden, wobei der Signaleingang des Detektors ein gefiltertes EKG-Signal und das Schwellenniveau des Detektors ein konstanter Bruchteil der Spitze des gefilterten EKG-Signals ist.

Ein weiteres Merkmal der Erfindung ist die Auswahl eines Bruchteils eines EKG-Peaksignals zur Verwendung als Schwellensignal, so daß die Peaks der R-Spitzen über dem Niveau liegen, während die Peaks der P- und T-Spitze unter demselben liegen.

Es ist ein weiteres Merkmal der Erfindung, daß der Spitzendetektor eine im Vergleich zu den durch die aufeinanderfolgenden Herzschläge gebildeten Intervallen beträchtlich größere Zeitkonstante.aufweist, damit die Änderung des Schwellenniveaus nur nach einer Anzahl von Herzschlagsignalen mit nachgewiesener neuer Amplitude auftritt.

Die Anzeigeschaltung für ein periodisches Signal kennzeichnet sich gemäß der Erfindung dadurch, daß Mittel zum Ableiten eines Bezugssignals als Funktion des Durchschnittswertes der Amplitude dieses periodischen Signals und Mittel zur Bestimmung des Zeitpunktes, in dem der momentane Wert des periodischen Signals den Wert des Bezugssignals Übersteigt, vorgesehen sind.

Weitere Merkmale und Zweckmäßigkeiten der Erfindung ergeben sich aus den Figuren und der Beschreibung eines Ausführungsbeispiels. Von den Figuren zeigen:

Figuren verschiedene Signale zur Erklärung des all-IA - ID geraeinen der Erfindung zugrunde liegenden Prinzips}

009837/12S4

AO 2588 - 6 - '

Figur 2 ein Blockdiagramm zur Illustration eines Ausführungsbeispiels der Erfindung;

Figuren typische bei den Operationen des in Figo 2 3 A - 3F dargestellten Systems auftretende Wellenformen;

Figur 4 eine schematische Darstellung eines anderen Ausführungsbeispiels der Erfindung.

Figur IA zeigt ein typisches, durch Anlegen von Elektroden an den Körper des Patienten erhaltenes EKG-Signal. Die übliehen Peaks P, Q, R, S und T des Wellenzuges sind in üblicher Weise als P-, Q-, R-, S- und T-Spitzen bezeichnet. Die R-Spitze ist größer als die P- und die !'-Spitze. Obwohl das der übliche Fall ist, kann es auftreten,, daß die P- und/ oder T-Spitze größer als die R-Spitze ist. Nach dem Filtern des in Fig. IA gezeigten Signals mit einem Hoehpaßfilter zeigt das gefilterte EKG-Signal schließlich die in Fig.. IB gezeigte Form. Die die R-Spitze bildenden Frequenzen sind nämlich wesentlich höher als die die P- und die T-Spitze bildenden, so daß die die P- und die T-Spitze bildenden Wellen wesentlich stärker gedämpft werden als die die R-Spitze,bildenden. Bei Einführung eines Schwellenniveaus der Höhe Em, wie es in Fig. IB gezeigt ist, liegt nur die R-Spitze über dem Niveau. Natürlich wäre eine Filterung des in Fig. IA gezeigten EKG-Signals gar nicht no^.'andig, weil die R-Spitze wesentlich über den P- und T-Spitzen liegt. Jedoch wird durch eine entsprechende Filterung sogar in den Fällen erreicht, daß die R-Spitze über der P- und T-Spitze liegt, in denen ursprünglich die P- und/oder T-Spitce größer als die R-Spitze war» .

Eine derartige Filterung.ist Jedoch in vielen. Fällen nicht zufriedensbei Lend. Betrachtet man beispielsweise den in Fig. IC dargestellten Fall, in dem die Amplitude des EKG-Signala aus irgendeinem Grund angewachsen ist. Die T-Spltze

009837/1254 badoriginal

AO 2588 - 7 -

liegt hier über dem Schwellenniveau IL,, obwohl sie wesentlich kleiner ist als die R-Spitze. Folglich werden hier anstatt eines Herzschlages zwei registriert. In Figo IB ist ein EKG-Signal mit einer verkleinerten Amplitude gezeigt, Hier ist zwar die R-Spitze größer als die anderen Spitzen, trotzdem liegt die R-Spitze des gefilterten Signals unter dem Schwellenniveau, und es wird kein Herzschlag angezeigt. Aus den Fig. IC und ID ergibt sich deutlich die EFotwendigkeit für eine Schaltung, die genau um eins für jede R-Spitze weiterzählt.

In Fig. 2 ist zur Yeranschaulichung eine Ausführung der Erfindung in einem Blockschaltbild dargestellt. Ein Standard-EKG-Verstärker 12 ist in üblicher Weise mit einem Patienten 10 verbunden. Das' Ausgangssignal des Verstärkers hat die in Fig. IA dargestellte Form. Das Signal geht durch ein Hochpaßfilter 14, das ein gefiltertes EKG-Signal des in Fig„ IB gezeigten Typs erzeugt. Das gefilterte EKG-Signal wird direkt über den Leiter 18 einem Eingang des Vergleichers 20 '(Schwellendetektor) zugeführt.

Das gefilterte EKG-Signal wird auch dem Spitzendetektor 16 zugeführt. Das Ausgangssignal R dieses Spitzendetektors ist eine Gleichspannung, deren Amplitude der Spitze der in Fig. IB dargestelltenR-Spitze entspricht. Die Gleichspannung liegt an einem Auslöseniveau-Steuerpotentiometer 22. Der Mittelabgriff des Potentiometers ist so angepaßt, daß er ein Spannungsniveau R_x aft den anderen Eingang des Vergleiohere 20 liefert. Der an dem zweiten Eingang des Vergleichers liegende Bruchteil der Spannung ist durch das 3?otentiojneter fceatlmmt und so gewählt, äa£ er unter dem Peak der R-öpitat lh dem gefilterten ^S-gifti»!» abir iibsr -um der £- und der T-Spitze desselben Signals liegt*

009837/1254

10 2588 - 8 -

Die meiste Zeit über während der Signaldauer ist die dem Vergleicher zugeführte E^-Eingangsspannung größer als das über die Leitung 18 zugeführte Signal. Der Ausgang des Vergleichers liefert dann kein Signal. Sobald die R-Spitze über dem Schwellenniveau liegt, wechselt die relative Polarität der zwei Eingänge des Yergleichers. In dem Moment liefert der Vergleicher ein Ausgangssignal. Ändert sich die relative Polarität der am Vergleicher liegenden Eingänge wieder (durch Abfallen der R-Welle), dann liefert der Vergleicher wieder kein Ausgangssignal. Das Ausgangssignal des Vergleichers triggert einen monostabilen Multivibrator 24, der mit OS bezeichnete Impulse zur Registrierung des Auftretens eines weiteren Herzschlages erzeugt.

Die einzelnen Operationen des in IUg. 2 gezeigten Systems können noch besser durch die Betrachtung der in Fig. 3A 3F gezeigten Wellenformen verstanden werden. Fig. 3A zeigt ein typisches EKG-Signal. Dieses Signal unterscheidet sich von dem in Fig. IA gezeigten Signal. Es gibt nämlich kein Standard-EKG—Signal, sondern das "normale" Signal ist von Patient zu Patient unterschiedlich. Das in Figo 3A gezeigte Signal ist vielleicht ein wenig extrem, zeigt jedoch besser die Operation der in Fig. 2 und 4 dargestellten Schaltungen.

Ein Hochpaßfilter, wie es etwa in Fig. 2 mit 14 bezeichnet ist, ist im wesentlichen ein Differentiator,. und das über die Leitung 18 übertragene gefilterte EKG-Signal hat die in Fig. 3B gezeigte Form. Der in Figo 3A gezeigte QRS-Komplex weist nach der Differenzierung zwei positive Peaks entsprechend der ursprünglichen R-Spitze auf.

Der Spitzendetektor 16 dient zur Ableitung einer Ausgangsspannung R, die dem Peakniveau der R-Spitze entspricht. Das

009837/1254

BAD ORiGJNAi.

AO 2588 - 9 -

Auslöseniveau-Steuerpotentiometer 22 führt einen Bruchteil R_x der Spannung R dem zweiten Eingang des Tergleichers 20 zu. In Fig. 3B sind drei Niveaus gezeigt. Das Niveau "R neu" zeigt den Peak der R-Spitze zu einer beliebigen Zeit. Das Niveau "R_x neu" ist ein Bruchteil des R-Niveaus. Es wird dabei angenommen, daß einige Zeit vorher die Amplitude der EKG-Welle kleiner war und daß das alte R-Niveau ebenfalls kleiner war. Das alte Niveau ist in der Figur nicht gezeigt. Das Niveau "R alt" entspricht dem alten R-Niveau.

Es ist zu beachten, daß die beiden in Fig. 3B auftretenden R-Spitzen in dem gefilterten EKG-Signal beide das neue R_x-Niveau überschreiten. Es wird im weiteren noch beschrieben, daß nur ein Herzschlag gezählt wird, so lange das Schwellenniveau R_x nur durch der R-Spitze entsprechende Peaks übertroffen wird. Die P- und die T-.Sp it ze liegen beide unter dem neuen R-Niveau und rufen konsequenterweise keine Zählung eines Herzschlages hervor.

Da das alte R-Niveau unter dem neuen R-Niveau liegt, müs-

X . X

sen die vorhergehenden EKG-Signale eine kleinere Amplitude gehabt haben. Das alte R-Niveau ist nur eingezeichnet, um zu zeigen, was geschehen würde, wenn das Schwellenniveau nicht einstellbar wäre. Das alte Niveau soll beispielsweise nur von den beiden der R-Spitze entsprechenden Peaks überschritten worden sein, so daß nur ein Herzschlag registriert wurde. Plötzlich wächst die Amplitude des EKG-Signals an. V/ürde das alte R-Niveau mit seinem Schwellwert beibehalten werden, dann würden augenscheinlich auch die P- und die T-Spitze dieses Niveau überschreiten. Statt eines Herzschlages wurden dann also drei gezählt werden. Da das Schwellenniveau aber inzwischen gemäß der Erfindung entsprechend der Signalamplitude angewachsen ist, liegen die neuen P- und T-Spitzen unterhalb des neuen Schwellenniveaus, und nur ein Herzschlag wird gezählt.

17/1254

AO 2588 - 10 -

Fig. 3C stellt das Ausgangssignal des Vergleichers dar, welches aus dem alten R -Niveau resultierenwürde. Sowohl

die beiden der Ε-Spitze entsprechenden Peaks als auch die P- und die ϊ-Spitze überschreiten das alte R -Fiveau, so daß der Vergleieher während der einen Folge vier Signale abgibt. Der monostabile Multivibrator 24 sendet Signale einer bestimmten Zeitdauer aus, wenn er einmal angeregt ist. Die Dauer der Ausgangssignale ist größer als die Zeit zwischen zwei Peaks in dem gefilterten EKG-Signal entsprechend der R-Spitze. Als Folge des positiven Ausgangssignals des Vergleichers wegen der gefilterten P-Spitze, die das alte R -Niveau überschreitet, wird der Multivibrator für T Sekunden angeregt, wie es in Fig. 3D gezeigt ist. In ähnlicher Weise wird der Multivibrator ein zweites Mal angeregt, wenn der Vergleieher infolge des ersten der beiden der R-Spitze entsprechenden gefilterten EKG-Signale wieder ein positives Ausgangssignal liefert. Der zweite Peak der R-Spitze hat keinen Einfluß auf den Multivibrator, da dieser noch in getriggertem Zustand ist, weil der zweite Peak noch während der Zeitdauer T auftritt. Schließlich wird der Multivibrator ein drittes Mal getrig.'?ert, wenn das Ausgangs signal des Vergleichers als Folge der T-Spitze in dem gefilterten EKG-Signal positiv wird, weil diese das alte R -Niveau überschreitet. Zweck der Fig. 3D ist es zu zeigen, daß der Multivibrator dreimal ausgelöst werden kann, wenn sich das Sohwellenniveau E nicht zusammen mit dem Anwachsen der Signalamplitude erhöht. Im Idealfall sollte der Multivibrator statt dreimal nur einmal getriggert werden.

In Fig. 3E ist das Ausgangssignal des Vergleichers gezeigt, wie es gemäß eier Erfindung entsteht, wenn sich das Schwellenniveau mit der Signalamplitude ändert. Hier überschreiten die P- und die T-Spitze in dem gefilterten EKG-Signal das neue R -Niveau nicht. Das Ausgangssignal des Yergleichers

009837/125Λ BAOOR₁GINAt^

AO 2588 - 11 -

wird entsprechend den τοπ der ursprünglichen R-Spitze abgeleiteten zwei Peaks ces gefilterten EKG-Signals zweimal positiv. Die erste Spitze triggert den Multivibrator in der in Fig. 3F gezeigten "Celse. Der zweite Peak tritt noch während der Schwingdauer des Multivibrators auf, so daß dieser nur einen Impuls für üas EKG-Signal erzeugt.

Umgekehrt könnte es natürlich bei einer auftretenden Verkleinerung der Amplitude und gleichbleibendem Niveau passieren, daß die beiden S-Spitzen des gefilterten EKG-Signals das SchwellenniTeau nicht erreichen. Da aber das R-Niveau der R-Spitze folgt, ist auch das R -Niveau um einen solchen Wert verkleinert, daß es zwischen den R-Spitzen und den P- und T-Spitzen liegt.

Figo 4 zeigt eine detailliertere Darstellung eines Ausführungsbeispiels gemäß äer Erfindung. Im Grundprinzip ist diese Schaltung dieselbe wie die in Figo 2 gezeigte. Der Hauptunterschied besieht in dem Vorhandensein eines Doppelweggleichrichters. 33er Doppelweggleichrichter hat die Erzeugung eines dritten Peaks zwischen den beiden ursprünglichen Peaks des gefilterten, gleichgerichteten EKG-Signals entsprechend der R-Spitze zur Folge. Während der Vergleicher ein dreifaches Ausgangssignal entsprechend der R-Spitze liefert, erzeugt der Multivibrator 24 nur einen Impuls für jeden Herzschlag, da die drei Ausgangsimpulse des Vergleichers innerhalb einer Periode des Multivibrators liegen.

Ein Differentialverstärker 12 ist in üblicher Weise mit einem Patienten 10 verbunden. Signale entgegengesetzter Polaritäten treten an den. zwei Ausgangsleitungen des Verstärkers auf. Ansonsten sind die Signale identisch. Jedes Signal wird durch ein erstes Hochpaßfilter mit der Kapazität 30 und dem

00*837/1264

AO 2588 - 12 -

Widerstand 32 geführt. Das differenzierte Signal wird im weiteren durch ein weiteres Hochpaßfilter mit der Kapazität 34 und dem Widerstand 36 hindurchgeführt. Jedes der differenzierten Signale entgegengesetzter Polarität liegt an den entsprechenden Basen der Transistoren 62. Der Kollektor jedes der Transistoren ist mit der positiven Seite der Spannungsquelle 40 und der Emitter jedes der Transistoren über einen Widerstand 44 mit dem negativen Pol einer Spannungsquelle 38 verbunden. Jeder der Transistoren ist in Emitterfolge geschaltet. Die Kapazitäten 48 sind für Wechselstrom- ^ schaltung der Ausgänge der zwei Emitterfolger an die Doppelweggleichrichter vorgesehen. Die Kapazitäten sind von hinreichender Größe und vermeiden jede Differentiation der EKG-Signale.

In der in Fig. 4 dargestellten Ausführungsform der Erfindung liegt an allen positiven Polen der Spannungsquellen 15 V und an den negativen Polen der Spannungsquellen ebenfalls 15 V. Zusätzlich hat jede Diode einen Spannungsabfall von 0,7 V, und die Emitter-Basis-Verbindung jedes der Transistoren zeigt einen ähnlichen Spannungsabfall.

Es fließt Strom von dem positiven Pol der Spannungsquelle ™ über den Widerstand 14 und die Diode 52 zur geerdeten Leitung. Da die Diode einen Spannungsabfall beim Durchgang von 0,7 V bewirkt, liegt sie an 0,7 Y Spannung. Der durch den Widerstand 14 fließende Strom ist gleich dem von ihm erzeugten Spannungsabfall dividiert durch den Widerstand. Der Spannungsabfall am Widerstand ist gleich 15 - 0,7 "V" = 14,3 V. Der Widerstand 14 kann in einer typischen Ausführung 10 k_Tu sein, so daß der durch den Widerstand 14 fließende Strom 1,43 mA ist. Dieser Strom wird über die zwei Widerstände 50 aufgeteilt. Es fließen durch jede Diode 54 0,715 mA und

00983 7/12

AO 2588 - 13 -

schließlich 1,43 mA über den Widerstand 56 gegen Erde. Diese Schaltungsanordnung bewirkt, daß beide Dioden 54 vorgespannt sind. Das über die beiden Kapazitäten 48 übertragene EKG-Signal wird in ähnlicher Weise durch die entsprechenden Dioden 54 der Basis des Transistors 64 zugeführt. Jedoch wird nur der positive Teil jedes der Signale über die Diode übertragen. Für die Übertragung des negativen Teils jedes der Signale sind die Dioden gesperrt. In Wirklichkeit kommt jedoch ein kleiner Teil des negativen Anteils des EKG-Signals wegen der Vorspannung der Diode um 0,7 V durch diese hindurch und wird an die Basis des Transistors 64 geführt. Da jedes durch die Kapazität 48 als Wechselstrom geführte EKG-Signal im typischen Fall eine SpannungsSchwankung von 10 V oberhalb und unterhalb des ßuheniveaus der Anode der beiden Dioden 54 aufweist, wird nur ein Bruchteil des negativen Signals durch jede der Dioden übertragen. Die Dioden 54 sind vorgespannt, damit der gesamte über die entsprechende Diode zu übertragende positive Teil des EKG-Signals übertragen werden kann, ohne daß der erste Teil des Signals für die Vorspannung der Diode benutzt werden muß.

Jeweils nur eine der beiden Dioden ist in einem Moment leitend (mit Ausnahme eines kleinen Bereiches um das ßuheniveau) Dadurch ist das EKG-Signal doppelweggleichgerichtet. Die Kapazität 58 ist zur Beseitigung der Empfindlichkeit des Transistors 64 auf hohe Frequenzüberlagerungen vorgesehen und hat keinen Einfluß auf die Frequenzen, die das gefilterte EKG—Signal umfaßt. Der Transistor 64 ist als Emitterfolger geschaltet. Das doppelweggleichgerichtete gefilterte EKG-Signal wird durch den Transistor und die Kapazität 68 der GIeichstromrückfUhrschaltung (Gleichstrom-Rest or er-Schaltung) zugeführt. Das Signal weist drei der Η-Spitze entsprechende Peaks auf. Aus Fig. 3B sieht man, daß drei solche der ft-Spitze entsprechende positive Peaks

009837/1254

AO 2588 - 14 -

entstehen, wenn der negative, der R-Spitze entsprechende Peak gleichgerichtet wird.

Der Zweck der Gleichstromrückführung liegt in dem Viechsel des Ruheniveaus des gleichgerichteten gefilterten EKG-Signals. Das Gleichstromniveau des Signals links von der Kapazität 68 hängt von dem Arbeitspunkt des Transistors 64 ab. Die Emitter-Basis-Verbindung des Transistors 82 ist durch die Spannungsquelle 84 über den Widerstand 86, die W Diode 74 und den Widerstand 72 mit der Potentialquelle 70 vorgespannt. Ebenso fließt ein Strom von der geerdeten Leitung über die Dioden 76, 78 und den Widerstand 72 zur negativen Spannungsquelle 70. Da der Spannungsabfall an jeder der Dioden 76, 78 0,7 V beträgt, liegt die Verbindung der Dioden 76 und 74 folglich auf - 1,4 7. Der Abfall an der Diode 74 beträgt 0,7 Y, und das Nullniveau. der Basis des Transistors 82 liegt bei 0,7 V. Die Diode 74 ist für Signale, deren Wert unterhalb dieser - 0,7 V liegt, umgekehrt vorgespannt. Folglich ist die Spitze des Signals an der Basis des Transistors 82 auf - 0,7 V zurückgeführt.

fc An der Emitter-Basis-Verbindung des Transistors fällt eine Spannung von 0,7 V ab, und der Emitter des Transistors hat daher ein Nullniveau mit negativem Wert entsprechend dem Ausschlag der Signalspitze an der Basis des !Transistors. Die Spitze mit dem höchsten Ausschlag des Signals bewirkt, daß das Emitterpotential auf das Grundniveau springt.

Das Signal an der Basis des Transistors 82 wird auch durch die Gleichstromrückführung mit der Kapazität 3'2 und der Diode 94 verlängert. Diese Gleichstromrückführung ist notwendig, weil die nachfolgende Stufe die Wellenform zerstören könnte. Wegen des Abfalls von 0,7 ¥ an xler Diode 94

009.837/1254

AO 2588 - 15 -

liegt das obere Hveau des Signals an der Anode der Diode bei 0,7 V. Der Widerstand 96 parallel zur Diode 94 ist hauptsächlich zmr temperaturstabilisierung vorgesehen.

Der über die Kapazität 92 übertragene negative Teil des Signals lädt die Kapazität 100 über die Diode 98 auf. Die Kapazität 100 wird bis zu einem Spannungswert von 1,4 "V unterhalb der von dem Spannungsabfall an den Dioden 94 und herr'ihrenden Signalspitze-aufgeladen. Die Diode 102 und die Kapazität 104 dienen als zusätzlicher Spitzendetektor. Es sind zwei Stufen zur Stabilisierung gewählt worden. Da die Diode 102 einen Spannungsabfall von 0,7 V hat, liegen an der Basis des Transistors 120 2,1 V gegen Erde, so_lange kein Signal auftritt. Beim Auftreten eines solchen gefilterten gleichgerichteten EKG--Signals ist die Basis des Transistors 120 negativ, jedoch weniger als der Spitzenwert der Amplitude des Signals bei 2,1 7.

Widerstand 106 und Kapazität 104 bestimmen hauptsächlich die Zeitkonstante ies Spitzendetektors. Wenn das Signalniveau sich verkleinert, muß auch die an der Kapazität anliegende Spannung kleiner werden, wenn das neue H -Niveau kleiner sein soll als das alte. Die Kapazität wird über den Widerstand 106 verhältnismäßig langsam entladen. Wenn das Spitzenniveau des Signals plötzlich anwächst, dann wächst die an der Kapazität 104 liegende Spannung nicht sofort, sondern in einem von der Zeitkonstante der Schaltung abhängigen Ausmaß langsam an. Die Kapazität 104 hat normalerweise etwa 100 yuF, und der Widerstand 106 wird mit etwa 100 k Tl. gewählt. Die Zeitkonstante der Schaltung ist dann etwa 10 sek. Obwohl die Kapazität 104 sich über die verschiedenen Dioden entladen kann, weil der Widerstand dieser Dioden sich mit der Temperatur *e* über einen großen Bereich ändert, wird vorzugsweise ein gesonderter Widerstand 106 zur Steuerung der Zeitkonstanlie der Schaltung vorgesehen.

009837/1254

AO 2588 - 16 -

Der Transistor 120 ist durch den von der Spannungsquelle 108 durch den Transistor, die Dioden 110 und den Widerstand 112 zum negativen Pol der Quelle 114 fließenden Strom vorgespannt. Ohne Signal ist die Basis des Transistors 120 mit 2,1 V vorgespannt. Da an jeder der Dioden 110 und auch an der Emitter-Basis-Verbindung des Transistors 120 je 0,7 V Spannung abfallen, ist die Verbindung der unteren der beiden Dioden 110 und des Widerstandes 112 ohne Signal geerdet. Bei Auftreten eines Signals ist diese Verbindung negativ und auf dem der vollen Signalschwarikung an der Basis des Transistors fc 82 entsprechenden Niveau. Folglich entspricht die an dem Potentiometer 116 anliegende Spannung (R) dem Peak der R-Spitze in dem gefilterten EKG-Signal. Der Mittelabgriff des Potentiometers 116 ist so angepaßt, daß der Bruchteil der auf die Leitung 118 kommenden Spannung zwischen dem Peak der R-Spitze und der größeren der P- und der T-Spitze liegt. Natürlich kann das Potentiometer für verschiedene Patienten angepaßt werden, obwohl in den meisten Fällen ein© anfängliche Anpassung an jeden Patienten ausreicht.

Der Vergleicher 88 kann einer von den vielen der bekannten Typen sein. Der Ausgang des Vergleichers ist mit dem Eingang des Multivibrators 90 verbunden. Das Ausgangssignal des Ver-" gleichers ist solange niedrig, wie das negative Signal an dem Emitter des Transistors 82 kleiner ist als die negative Gleichspannung der Leitung 118. Sobald das EKG-Signal an dem Emitter des Transistors 82 größer wird als das Potential der Leitung 118, wächst das Ausgangssignal des Vergleichers an und bleibt dann groß, bis die Anfangspolarität wieder erreicht ist.

Das Ausgangs signal des Vergleichers 88 wird immer dann groß-, wenn der monostabile Multivibrator 90 getriggert ist. Wenn der Vergleicher ein Ausgangssignal während der Schwingung des

009837/12 5Λ

AO 2588 - 17 -

Multivibrators liefert, so hat dies keinen Einfluß auf den Multivibrator. Wie bereits oben besprochen wurde, werden dadurch mehr als ein Impuls pro R-Spitze verhindert. Die Schaltung arbeitet so, daß sie einen einzelnen Impuls OS an dem Ausgang des Multivibrators pro R-Spitze des EKG-Signals liefert, unabhängig von der Amplitude des Signals über einen weiten Bereich»

Die Erfindung wurde in bezug auf die Verwendung bei der Aufnahme eines EKG beschrieben. Das Prinzip der Erfindung kann natürlich auch bei anderen Systemen, in denen eine spezielle Welle eines Eingangssignal daraufhin geprüft werden soll, ob sie ein relatives Niveau erreicht bzw. übersehreitet, und das ganze Eingangssignal eine veränderliche Amplitude aufweist, verwendet werden. Auch bei einer zweckmäßigen Behandlung irgendeines interessanten Signals und der Auswahl eines Schwellenniveaus, welches einen festen Bruchteil des Peaks des zu behandelnden Signals darstellt, können die relativen Teile des Signals über und unter einem beliebigen Teilniveau unabhängig von der Signalamplitude ausgewählt werden. Es ist auch nicht nötig, wie es in dem in Fig, 4 gezeigten System der Fall ist, Dioden oder andere Schaltelemente zur Angleichung der Niveaus an den zwei Vergleichereingängen in Abwesenheit eines Eingangesignals vorzusehen. Es können auch verschiedene Änderungen in dem System vorgenommen werden. Werden beispielsweise die Dioden 110 in Fig. 4 weggelassen, dann liefert der Vergleicher ein Ausgangssignal, wenn das dem Vergleicher zugeführte Signal größer ist als ein einem ausgewählten Bruchteil des vollen Signals unterhalb von 1,4 V entsprechendes Niveau (der Ausdruck "fester Bruchteil" eines Signals ist in den Ansprüchen so zu verstiien, daß darunter auch ein um ein bestimmtes Maß versetzter Wert dieses Typs fällt).

009837/1254

Claims

AO 2588 - lj-

Pat entansprüch e

(JL .J Anzeigeschaltung für ein periodisches Signal, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel zum Ableiten eines Bezugssignals als Funktion des Durchschnittswertes der Amplitude dieses periodischen Signals und Mittel zur Bestimmung des Zeitpunktes, in dem der momentane Wert des periodischen Signals den Wert des Bezugssignals übersteigt, vorgesehen sind.
2. Anzeigeschaltung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß das Bezugssignal gleich dem Durchschnitt der Spitzenwerte einer ausgewählten Anzahl aufeinanderfolgender Wellenformen in dem periodischen Signal ist.
3. Anzeigeschaltung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß jede in dem periodischen Signal anzuzeigende Wellenform eine Anzahl von Spitzen (P, Q, R, S, T) unterschiedlicher Amplituden aufweist, daß die ablei tenden Mittel in der Weise ein Beaugssignal (R ) bilden, daß dieses einen Wert hat, der unterhalb der größten Spitze (R), aber über der minimalen Spitze jeder der Folge identischer Wellenformen liegt, und daß Mittel zur Erzeugung eines einzelnen Ausgangsimpulses (OS) als Antwort auf einen oder mehrere das Bezugssignal (R_x) überschreitende Peaks jeder Wellenform vorgesehen sind.

•
4. Anzeigeschaltung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet , daß das anzuzeigende Signal ein gefiltertes elektrokardiographisches Signal ist.

009837/1254

AO 2588
5. Anzeigeschaltung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet , daß das anzuzeigende Signal ein gefiltertes gleichgerichtetes elektrokardiographiscbes Signal ist.
6. Anzeigeschaltung zur Registrierung des Peaks in jedem der aufeinanderfolgenden wellenförmigen Signale, dadurch gekennzeichnet, daß sie Schwellennachweismittel zur Anzeige der relativen Polarität zweier an den Singangsklenmen liegenden Signale, Mittel zum Anlegen eines von dem anzuzeigenden Signal hergeleiteten ■ und von diesem kontinuierlich abhängenden Signals an eine dieser Singangsklemmen und Mittel zum Anlegen eines einen festen Bruchteil des Peaks des an die eine Eingangsklemme gelegten »Signals "bildenden Schwellenwertes an die andere Eingangsklemme aufweist.
7. Anzeigeschaltung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet , daß das abgeleitete Signal eine Anzahl von Peaks unterschiedlicher Amplitude aufweist und daß der feste Bruchteil so groß ist, daß nur einer der Peaks die Potentialschwelle überschreitet, und daß weiter Mittel zur Erzeugung eines einzelnen Ausgangssignals für alle ausgewählten Peaks in einer Signalwellenform, die die Potentialschwelle Überschreiten, vorgesehen sind,
8. Anzeigeschaltung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet , daß die ausgewählten Peaks in dem abgeleiteten Signal ohne die anderen Peaks des Signals aufeinanderfolgend auftreten.
9. Anzeigeschaltung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet _t daß das abgeleitete Signal ein gefiltertes elektrokardiographisches Signal ist.

009837/1254

AO 2588 -X-
10. Anzeigeschaltung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet , daß das abgeleitete Signal ein gefiltertes gleichgerichtetes elektrokardiographisches. Signal ist.
U₀ Anzeigeschaltung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet , daß Mittel zur Filterung des anzuzeigenden Signals zur Bildung des abgeleiteten Signals vorgesehen sind, durch die die ausgewählten Peaks eine größere Amplitude erhalten als die nicht ausgewählten Peaks.
12. Anzeigeschaltung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet , daß ein Spitzendetektor zur Festsetzung der Potentialschwelle in Übereinstimmung mit dem hergeleiteten Signal mit einer Zeitkonstante, die im wesentlichen größer ist als die Zeit zwischen aufeinanderfolgenden Signalwellenformen in sich wiederholenden Reihen, vorgesehen ist.
13. Anzeigeschaltung nach Anspruch 12, dadurch gekenn ze ichnet , daß das abgeleitete Signal eine Anzahl Peaks unterschiedlich großer Amplitude aufweist und daß der feste Bruchteil so gewählt ist, daß nur ein ausgewählter dieser Peaks die Potentialschwelle überschreitet, und daß ferner Mittel zur Erzeugung eines Ausgangssignals zur Anzeige all der ausgewählten Peaks in einer Signalwellenform vorgesehen sind, die die Potentialschwelle überschreiten·
14. Schaltung zur Anzeige der K-Spitze für eine EKG-Anzeigevorrichtung, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel zur Dämpfung der niedrigen Frequenzen im Verhältnis zu den hohen Frequenzen eines EKG-Signals zur

.Bildung eines Signals mit einem oder mehreren dem QRS- ■-■■ ir. jeder EKG-Wellenform entsprechenden Peaks,

009837/1254

AO 2588 - *. ~

Mittel zum Ableiten eines Schwellensignalniveaus als einem Bruchteil der Höhe des Peaks des gebildeten Signals gemittelt über mehrere Perioden, wobei der Bruchteil einen solchen Wert hat, daß das Schwellenniveau unter wenigstens einem der Peaks des entsprechend dem QRS-Komplex in der elektrokardiographischen Welle und über den anderen in dem gebildeten Signal der P- und der T-Spitze entsprechenden Peaks liegt, und Mittel zum Vergleich des Momentanwertes des gebildeten Signals mit dem Schwellenniveau vorgesehen sind.
15. Anzeigeschaltung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet , daß Vergleichsmittel zur Erzeugung eines Ausgangssignals während eines Vergleichs, in dem ein oder mehrere Peaks des gebildeten Signals das Schwellenniveau überschreiten, vorgesehen sind.
16. Anzeigeschaltung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel zur Gleichrichtung des gebildeten Signals vor der Zuführung desselben an den Vergleicher und an die Mittel zur Ableitung des Schwellenniveaus vorgesehen sind.

009837/1254

Leerseife