DE1960934B2

DE1960934B2 - Schaltung zum Erfassen der R-Zacken in einem Herzaktionssignal

Info

Publication number: DE1960934B2
Application number: DE1960934A
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: 1980-03-06
Also published as: SE365396B; NL6917224A; FR2025487A1; GB1276116A; DE1960934A1; IL33065A0; CA927925A; IL33065A; US3590811A; BE741897A; NO128474B

Description

Die Erfindung bezieht sich auf eine Schaltung zum Erfassen der R-Zacken in eineir« Herzaktionssignal mit einer automatischen Schwellenwerterzeugungsschaltung zur Steuerung der R-Zackenabtrennung.

Das Elektrokardiogramm eines Her/aktionssignals weist pro Herzschlag eine Wellenform mit verschiedenen charakteristischen Spitzen auf, die in der Medizin mit P, Q, R, S und T bezeichnet werden. Normalerweise ist die R-Spitze am einfachsten nachzuweisen und wird im allgemeinen bei elektrokardiographischen Geräten zur Messung und Anzeige der Herzschlagfrequenz verwendet. Zu diesem Zweck wird üblicherweise die R-Spitze vom restlichen Herzaktionssignal abgetrennt.

Aus der US-PS 31 29 704 ist ein clektrokardiographisches Gerät bekannt, bei dem das elektrokardiographische Signal nach einstellbarer Verstärkung über eine automatische Schwellenwerterzeugungsschaltung geschickt wird. Das Überschreiten des Schwellenwertes bewirkt an einer nachfolgenden Triggerschaltung ein Ausgangssignal, das als Anzeige für einen Herzschlag verwendet wird. Der Schwellenwert der Schwellenwertschaltung wird durch unerwünschte Signale wie Rauschen oder die Nebenspitzen des Herzaktionssignals erhöht, derart, daß nur Signalwerte ab 10 V ein Ausgangssignal der Triggerschaltung verursachen können. Alle Signale, die diese Schwelle von 10 V überschreiten, führen zu einem Ausgangssignal der Triggerschaltung und werden als ein Herzschlag registriert. In ungünstigen Fällen, insbesondere wenn eine größere Verstärkung des Herzaktionssignals erforderlich ist, können jedoch auch Nebenspitzen des Herzaktionssignals die Schwelle von 10 V überschreiten, so daß diese ein Ausgangssignal der Triggerschaltung bewirken und zu einer falschen Anzeige einer zu hohen Herzschlagzahl führen können.

Aus der US-PS 31 74 478 ist ein Herzfreauenzniesser bekannt, bei dem zur R-Zackenabtrennung ebenfalls eine automatische Schwellenwerterzeugungsschaltung vorgesehen ist, der ein monostabiler Multivibrator nachgeschaltet ist und bei jedem Überschreiten des > Schwellenwertes einen Ausgangsimpuls abgibt. Die Schwellenwertschaltung weist eine RC-Schaltung auf, deren Zeitkonstante so eingestellt ist, daß nur periodische Signalanteile mit einer bestimmten Flankensteilheit und mit einem vorbestimmten Gleichspan-

H) nungswert den monostabilen Multivibrator zur Impulsabgabe bringen können. Andere Signale, wie Rauschen und die weniger steile Flanken aufweisenden Nebenspitzen des Herzaktionssignals sollen die Schwellenwertschaltung nicht passieren können.

ι ϊ Die bekannten Schwellenwerterzeugungsschaltungen weisen den Nachteil auf, daß das Niveau der erzeugten Wellenspannung abhängig ist vom Mittelwert einer pro Zeiteinheit abgegebenen Signalspannung. Dabei muß das Niveau der Schwellenspannung unterhalb der

2» Amplituden der R-Zacken liegen. Dies kann jedoch bei den verwendeten Schaltungen nur durch das Vorsehen einer Zeitkonstante geschehen, die in der Größenordnung ein<;r Herzperiode liegt, da sich andernfalls der Schwellenwert auf den Wert der Amplitude der

>> R-Zacken einstellen würde und dann eine Abtrennung der R-Zacken nicht mehr möglich wäre. Das heißt aber auch, daß der Schwellenwert ansteigt, wenn die Herzschlagfrequenz steigt, und sich bei niedriger werdender Herzfrequenz absenkt, möglicherweise so

JD weit, daß Störimpulse den Schwellenwert überschreiten und fälschlicherweise je als Herzschlag registriert werden.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, die automatische Einstellung des Schwellenniveaus mög-

i) liehst unabhängig von der Herzschlagfrequenz zu machen und auch dann eine sichere Abtrennung zu erzielen, wenn das Herzaktionssignal unterschiedlich stark ist.

Die Lösung der Aufgabe besteht in einer Schaltung der eingangs angegebenen Art, die dadurch gekennzeichnet ist, daß die von der SchweUenwertcrzeugungsschaltung abgegebene Schwelienspannung ein einstellbarer Bruchteil des über mehrere Herzaktionsperioden gemittelten Spitzenwertes der R-Zacken ist und die

■15 Einstellung des Bruchteils so vorgenommen ist, daß die Schwellenspannung oberhalb der P- und T-Amplituden liegt.

Vorteilhafte Weiterbildungen der erfindungsgemäßen Schaltung sind in den Unteransprüchen angegeben.

ίο Die Erfindung wird nun unter Zuhilfenahme von Zeichnungen anhand von Ausführungsformen näher erläutert. In der Zeichnung zeigen

F i g. 1A bis 1D verschiedene Signale zur Erläuterung allgemeiner Probleme bei der R-Zackenabtrennung,

Vt F i g. 2 ein Blockschaltbild einer Ausführungsform der Erfindung,

F i g. 3A bis 3F typische in der Sichaltung nach F i g. 2 auftretende Signalformen,

F i g. 4 das Schaltbild einer anderen Ausführungsform

W) der Erfindung.

Fig. IA zeigt ein typisches, durch Anlegen von Elektroden an den Körper des Patienten erhaltenes EKG-Signal. Die üblichen Zacken P, Q. R. S und T des llerzaktionssignals sind in üblicher Weise als P₁Q-, R-,

hi S- und T-Zacken bezeichnet. Die R-Zacke ist größer als die P- und die T-Zacken. Obwohl das der übliche Fall ist, kann es passieren, daß die P- und/oder T-Zacke größer als die R-Zacke ist. Nach dem Filtern des in Fig. IA

gezeigten Signals mit einem Hochpaßfiiter zeigt das gefilterte EKG-Signal schließlich die in F i g. 1B gezeigte Form. Die R-Zacke weist in ihrem Frequenzspektrum nämlich wesentlich höhere Frequ ;nzen auf als das Frequenzspektrum der P- und T-Zacken, so daß die P- und die T-Zacken im HochpaLiilter wesentlich stärker gedämpft werden als die R-Zacke. Ein Schwellenwert der Höhe Et, wie es in F i g. 1B gezeigt ist, wird nur von der R-Zacke überwunden. Eigentlich wäre eine Filterung des in Fig. IA gezeigten EKG-Signals gar nicht notwendig, weil die R-Zacke normalerweise wesentlich über den P- und T-Zacken liegt. Durch die Filterung kann eine über den P- und T-Zacken liegende R-Zacke jedoch auch in denjenigen Fällen erreicht werden, in welchen im ursprünglichen EKG-Signal die P- und/oder die T-Zacke größer ist als die R-Zacke.

Eine derartige Filterung ist jedoch in vielen Fällen nicht ausreichend. Es sei beispielsweise de. in Fig. IC dargestellte Fall betrachtet, in dem die Amplitude des EKG-Signals aus irgendeinem Grund angewachsen ist. Die T-Zacke liegt hier über dem Schwellenwert Ej, obwohl sie wesentlich kleiner ist als die R-Zacke. Folglich werden hier anstatt eines Herzschlages zwei registriert. In Fig. ID ist ein EKG-Signal mit einer verkleinerten Amplitude gezeigt. Hier ist zwar die R-Zacke größer als die anderen Zacken. Trotzd in liegt die R-Zacke des gefilterten Signals unter dem Schwellenwert, und es wird kein Herzschlag angezeigt. Es ist jedoch eine Schaltung erforderlich, die immer und nur beim Auftreten einer R-Zacke einen Herzschlag registriert.

Fig. 2 zeigt das Blockschaltbild einer Ausführungsform der Erfindung. Ein üblicher EKG-Verstärker 12 ist in üblicher Weise mit einem Patienten 10 verbunden. Das Ausgangssignal des Verstärkers hat die in F i g. IA dargestellte Form. Das Signal durchläuft ein Hochpaßfilter 14, das ein gefiltertes EKG-Signal gemäß Fig. 1 B erzeugt. Das gefilterte EKG-Signal wird direkt über eine Leitung 18 einem Eingang eines Komparators 20 (Sch wellenüberschreitungsdetcktor) zugeführt.

Das gefilterte EKG-Signal wird außerdem einem Spitzenwertdetektor 16 zugeführt. Das Ausgangssignal R dieses Spitzenwertdetektors ist eine Gleichspannung, deren Amplitude der Amplitude der in Fig. IB dargestellten R-Zacke entspricht. Die Gleichspannung liegt an einem Potentiometer 22 zur Einstellung der Ansprechschwelle des Komparators 20. Der Mittelabgriff des Potentiometers 22 ist so eingestellt, daß er einen Spannungswert /?, an einen zweiten Eingang des Komparators 20 liefert, der so gewählt ist, daß er unter dem Spitzenwert der R-Zacke des gefilterten EKG-Signals, aber über den Spitzenwerten der P und der T-Zacke dieses Signals liegt.

Die meiste Zeit während der Signaldauer ist die dem Komparator 20 zugeführte /?,-Eingangsspannung größer als das über die Leitung 18 zugeführte Signal. Der Komparator liefert dann kein Ausgangssignal. Sobald die R-Zacke über dem Schwellenwert liegt, wechselt die relative Polarität der zwei Eingänge des Komparators. In dem Moment liefert der Komparator ein Ausgangssignal. Ändert sich die relative Polarität der dem Komparator zugeführteil FJngangssignalc wieder (beim Abfall der R-Zacke), dann liefert der Komparator wieder kein Ausgangssignal. Das Au.sgangssignal des Komparators triggert einen monostabilen Multivibrator 24, der mit OS bezeichnete Impulse zur Registrierung des Auftretens eines weiteren Herzschlages erzeugt.

Die Arbeitsweise der in Fig. 2 gezeigten Schaltung wird noch besser verständlich bei Betrachtung der in Fig. 3A bis 3F gezeigten Signalformen. Fig. 3A zeigt ein typisches EKG-Signal. Dieses Signal unterscheide¹, 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 Fig. 3A gezeigte Signa! ist vielleicht ein wenig extrem, ist jedoch zur Darstellung der Arbeitsweise der in F i g. 2 und 4 gezeigten Schaltungen besonders geeignet.

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 F i g. 3A gezeigte QRS-Komplex weist nach der Differenzierung zwei positive Spitzen entsprechend der ursprünglichen R-Zacke auf.

Der Spitzenwendetektor 16 dient zur Ableitung einer Ausgangsspannung R, die dem Spitzenwert der R-Zacke entspricht. Das Potentiometer 22 führt dem zweiten Eingang des Komparators 20 einen Bruchteil R, der Spannung R zu. In F i g. 3B sind drei Werte gezeigt. Der Wert »R neu« zeigt die Amplitude der R-Zacke zu einer beliebigen Zeit. Der Wert »/?, neu« ist ein Bruchteil des /?-Wertes. Es wird dabei angenommen, daß einige Zeit vorher die Amplitude der EKG-WdIe kleiner war und daß der alte ft-Wert ebenfalls kleiner war. Der alte Wert ist in der Figur nicht gezeigt. Der Wert >.·/?, alt«entspricht dem alten Λ-Weri.

Es jst zu beachten, daß die beiden in F ig. JB auftretenden R-Zacken in dem gefilterten EKG-Signal beide den neuen /?,-Wert überschreiten, Es wird im weiteren noch beschrieben, daß nur ein Herzschlag gezählt vvird. solange der Schwellenwert /?, nur durch zur R-Zacke entsprechende Spitzen überschritten wird. Die P- und die T-Zacke liegen beide unier dem neuen /?,-Wert und rufen konsequenterweise keine Zählung eines Herzschlages hervor.

Datier alte /?i-Wert unter dem neuen K₁-WeH liegt, müssen die vorhergehenden EKG-Signale eine kleinere Amplitude gehabt haben. Der alte R,-Wert ist nur eingezeichnet, um zu zeigen, was geschehen würde. wenn der Schwellenwert nicht einstellbar wäre. Der Mltt* Wert soll beispielsweise nur von den beiden zur R-Zacke gehörenden Spitzen überschritten worden sein, so daß nur ein Herzschlag registriert wurde. Plötzlich wächst die Amplitude des EKG-Signals an. Würde der alte /?,-Schwellwert beibehalten werden. wurden auch die P- und die T-Zacke diesen Wert überschreiten. Statt eines Herzschlages wurden dann also drei gezählt werden. Da der Schwellenwert aber inzwischen entsprechend der Signalamplitudc angewachsen ist, liegen die neuen P- und T-Zacken unterhalb des neuen Schwellenwertes, und es wird nur ein Herzschlag gezählt.

F i g. 3C stellt das Ausgangssignal des Komparators dar, das aus dem alten /?>-Wert resultieren würde. Sowohl die beiden der R-Zacke entsprechenden Spitzen als auch die P- und die T-Zacke überschreiten den alten /?,-Wert, so daß der Komparator während der einet) Folge vier Signale abgibt. Der mcnostabile Multivibrator ?4 sendet Signale einer bestimmten Zeitdauer aus, wenn er einmal angeregt ist. Die Dauer der Ausgangssignale ist größer als die Zeit zwischen zwei zur R-Spitze gehörenden Spitzen in dem gefilterten EKG-Signal. Als Folge der positiven Ausgangssignale des Komparators infolge der gefilterten P-Zacke, die

den alten /?,-Wcrt überschreitet, wird der Multivibrator für rSekunden angeregt, wie es in Γ ig. 3D gezeigt ist. In ähnlicher Weise wird der Multivibrator ein zweites Mal angeregt, wenn der Komparator infolge des eisten der beiden der R-Zackc entsprechenden gefilterten > EKG-Signale wieder ein positives Ausgangssignal liefert. Die zweite Spitze der R-Zacke hat keinen Einfluß auf den Multivibrator, da dieser noch in getriggertem Zustand ist, weil die zweite Spitze noch während der Zeitdauer T"auftritt. Schließlich wird der Multivibrator ein drittes Mal getriggert, wenn das Ausgangssignal des Komparators als Folge der T-Zacke des gefilterten EKG-Signals positiv wird, weil diese den alten /?,-Wert überschreitet. Die F i g. 3D zeigt, daß der Multivibrator dreimal ausgelöst werden kann, wenn sich der r> Schwellenwert R_x nicht zusammen mit dem Anwachsen der Signalamplitude erhöht. Im Idealfall sollte der Multivibrator statt dreimal nur einmal getriggerl werden.

In Fig. 31" ist das Ausgangssignal des Komparators .'» gezeigt, wie es entsteht, wenn sich der Schwellenwert mit der Signalamplitude ändert. Hier überschreiten die I'- und die T-Zackc des gefilterten EKG-Signals den neuen /?,-Wert nicht. Das Ausgangssignal des Komparators wird entsprechend den von der ursprünglichen ->> R-Zackc abgeleiteten zwei Spitzen des gefilterten EKG-Signals zweimal positiv. Die erste Spitze trigger! den Multivibrator in der in Fig. 3F gezeigten Weise. Die zweite Spitze tritt noch während der Einschaltdaucr des Multivibrators auf, so daß dieser nur einen Impuls !" für das EKG-'jignal erzeugt.

Umgekehrt könnte es natürlich bei einer auftretenden Verkleinerung der Amplitude und gleichbleibendem Schwellenwert passieren, daß die beiden R-Zackcn des gefilterten EKG-Signals den Schwellenwert nicht f> erreichen. Da aber der /?,-Wert der R-Zacke folgt, ist auch der /ί,-Wert um einen solchen Betrag verkleinert, daß er /wischen den R-Zacken und den P- und T-Zacken liegt.

F i g. 4 zeigt eine detailliertere Darstellung einer ■> <> AtKfiihrungsform der Erfindung. Diese Schaltung arbeitet nach demselben Prinzip wie die in F i g. 2 gezeigte. Der Hauptunterschied besteht in dem Vorhandensein eines Doppelweggleichrichters. Der Doppelweggleichrichter hat die Erzeugung einer dritten ^Ji> Spitze zwischen den beiden ursprünglichen der R-Zacke entsprechenden Spitzen des gefilterten gleichgerichteten EKG-Signals zur Folge. Während der Komparator für die R-Zacke ein dreifaches Ausgangssignal liefert, erzeugt der Multivibrator 24 nur einen Impuls für jeden Herzschlag, da die drei Ausgangsimpulse des Komparators innerhalb einer Periode des Multivibrators liegen.

Ein Differenzverstärker 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 einem Kondensator 30 und einem Widerstand 32 geführt. Das differenzierte Signal wird im weiteren durch ein weiteres Hochpaßfilter mit einem Kondensator 34 und einem Widerstand 36 hindurchgeführt. Jedes der differenzierten Signale entgegengesetzter Polarität liegt an den entsprechenden Basisanschlüssen von Transistoren 62. Der Kollektor jedes der Transistoren ist mit der positiven Seite einer Spannungsquelle 40 und der Emitter jedes der Transistoren über einen Widerstand 44 mit dem negativen Pol einer Spannungsquelle 38 verbunden. Jeder der Transistoren arbeitet als Emitterfolger. Die Kondensatoren 48 sind zur Wechsel stromanschaltung der Ausgänge der zwei Emitterfolger an die Doppelweggleichrichter vorgesehen. Die Kondensatoren sind von hinreichender Größe und vermeiden jede Differenzierung der EKG-Signale.

In der in F i g. 4 dargestellten Ausführungsform der Erfindung ist der Betrag der von allen positiven und vor allen negativen Polen der Spannungsquellen gelieferter Spannungen je 15 V. Jede Diode weist einen Spannungsabfall von 0,7 V auf, und der Emitter-Basisübergang eines jeden der Transistoren zeigt einen ähnlichen Spannungsabfall.

Es fließt Strom vom positiven Pol der Spannungsquelle 46 über den Widerstand 14 und die Diode 52 zui geerdeten Leitung. Da die Diode in Durchlaßrichtung einen Spannungsabfall von 0,7 V bewirkt, fällt an ihi eine Spannung von 0,7 V ab. Der durch den Widerstanc 14 fließende Strom ist gleich dem von ihm erzeugter Spannungsabfall dividiert durch seinen Widerstands wert. Der Spannungsabfall am Widerstand ist gleicl 15-0,7 V= 14,3 V. Der Widerstand 14 kann in einei typischen Ausführung einen Wert von 10 kH aufweisen so daß der durch den Widerstand 14 fließende Stron 1,43 mA ist. Dieser Strom wird über die zwe Widerstände 50 aufgeteilt. Es fließen durch jede Diode 54 0,715 mA und schließlich 1,43 mA über der Widerstand 56 gegen Erde. Diese Schaltungsanordnung bewirkt, daß beide Dioden 54 in Durchlaßrichtunj v".'gespannt sind. Das über die beiden Kondensatorei 48 übertragene EKG-Signal wird in ähnlicher Weisi durch die entsprechenden Dioden 54 der Basis de; Transistors 64 zugeführt. Jedoch wird nur der positiv« Teil jedes der Signale über die Diode übertragen. Fü die Übertragung des negativen Teils jedes der Signali sind die Dioden gesperrt. Da jede der Dioden von 0,7 \ in Durchlaßrichtung vorgespannt ist. gelangt jedoch ir Wirklichkeit ein kleiner Teil des negativen Anteils de EKG-Signals durch die Diode hindurch und wird an du Basis des Transistors 64 geführt. Da jedes durch der Kondensator 48 als Wechselstrom geführte EKG-Signa im typischen Fall eine Spannungsschwankung von 10 \ oberhalb und unterhalb des Ruhewertes der Anode de beiden Dioden 54 aufweist, wird nur ein Bruchteil de: negativen Signals durch jede der Dioden übertragen Die Dioden 54 sind in Durchlaßrichtung vorgespannt damit der gesamte über die entsprechende Diode zi übertragende positive Teil des EKG-Signals übertrage! w erden kann, ohne daß der erste Teil des Signals für du Durchlaßvorspannung der Diode benutzt werden muß.

Jeweils nur eine der beiden Dioden ist in einen Moment leitend (mit Ausnahme eine; kleinen Bereiche um den Ruhewert). Dadurch ist das EKG-Signa doppelweggleichgerichtet. Der Kondensator 58 ist zu Beseitigung der Empfindlichkeit des Transistors 6< gegenüber hohen Störfrequenzen vorgesehen und ha keinen Einfluß auf die Frequenzen, die das gefilterti EKG-Signal umfaßt Der Transistor 64 ist als Emitter folger geschaltet Das doppelweggleichgerichtete gefil terte EKG-Signal wird durch den Transistor und dei Kondensator 68 der Gleichstromwiedergewinnungs schaltung zugeführt Das Signal weist drei der R-Zacki entsprechende Spitzen auf. Aus F i g. 3B sieht man, dal drei solche der R-Zacke entsprechende positive Spitzel entstehen, wenn die von der R-Zacke stammend* negative Spitze gleichgerichtet wird.

Der Zweck der Gleichstromwiederherstellung liegt ii einer Änderung des Ruhewertes des gleichgerichtetei gefilterten EKG-Signals. Der Gleichstromwert de

Signals auf der linken Seite des Kondensators 68 hängt von dem Arbeitspunkt des Transistors 64 ab. Der Emitter-Basis-Übergang des Transistors 82 ist durch den Strom, der von der Potentialquelle 84 über den Widerstand 86, die Diode 74 und den Widerstand 72 zur Potentialquelle 70 fließt, in Durchlaßrichtung vorgespannt. Ebenso fließt ein Strom von Erde 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 V. Der Abfall an der Diode 74 beträgt 0,7 V, und der Ruhewert der Basis des Transistors 82 liegt somit bei -0,7 V. Die Diode 74 ist für Signale, die negativer sind als dieser Wert, in Sperrichtung vorgespannt. Folglich ist die Spitze des Signals an der Basis des Transistors 82 auf -0,7 V zurückgeführt.

Am Emitter-Basis-Übergang des Transistors fällt eine Spannung von 0,7 V ab, und der Emitter des Transistors hat daher einen Ruhepunkt 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 den Erdewert springt.

Das Signal an der Basis des Transistors 82 wird außerdem durch die Gleichstromwiederherstellungsschaltung mit dem Kondensator 92 und der Diode 94 verlängert. Diese Gleichstromwiederherstellung ist notwendig, weil die nachfolgende Stufe die Signalform verzerren könnte. Wegen des Abfalls von 0,7 V an der Diode 94 liegt der obere Wert des Signals an der Anode der Diode bei 0,7 V. Der Widerstand 96 parallel zur Diode 94 ist hauptsächlich zur Temperaturstabilisierung vorgesehen.

Der über den Kondensator 92 übertragene negative Teil des Signals lädt den Kondensator 100 über die Diode 98 auf. Der Kondensator 100 wird aufgrund des Spannungsabfalls an den Dioden 94 und 98 auf einen Spannungswert von 1,4 V unterhalb des Signalspitzenwertes aufgeladen. Die Diode 102 und der Kondensator 104 dienen als zusätzlicher Spitzenwertdetektor. 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, solange kein Signal auftritt. Beim Auftreten eines gefilterten gleichgerichteten EKG-Signals ist die Basis des Transistors 120 negativ, jedoch um 2,1 V weniger als der Spitzenwert der Amplitude des Signals.

Der Widerstand 106 und der Kondensator 104 bestimmen hauptsächlich die Zeitkonstante des Spitzenwertdetektors. Wenn sich der Signalpegel verkleinert, muß auch die am Kondensator anliegende Spannung kleiner werden, wenn der neue R^Wert kleiner sein soll als der alte. Der Kondensator wird über den Widerstand 106 verhältnismäßig langsam entladen. Wenn der Spitzenwert des Signals plötzlich anwächst, dann wächst die am Kondensator 104 liegende Spannung nicht sofort, sondern in einem von der Zeitkonstante der Schaltung abhängigen Ausmaß langsam an. Der Kondensator 104 hat normalerweise etwa 100 μΡ, und der Widerstand 106 wird mit etwa 100 kil gewählt Die Zeitkonstante der Schaltung ist dann etwa 10 s. Obwohl sich der Kondensator 104 über die verschiedenen Dioden entladen kann, weil der Widerstand dieser Dioden sich mit der Temperatur über einen großen Bereich ändert, wird vorzugsweise ein gesonderter Widerstand 106 zur Steuerung der Zeitkonstante der Schaltung vorgesehen.

Der Transistor 120 ist durch den von der Spannungsquelle 108 durch den Transistor, die Dioden 110 und den

ίο 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 am Emitter-Basis-Übergang des Transistors 120 je 0,7 V Spannung abfallen, liegt die Verbindung der unteren der beiden Dioden 110 und des Widerstandes 182 ohne Signal auf Erdpoiential. Bei Auftreten eines Signals ist diese Verbindung negativ und auf dem der vollen Signalschwankung an der Basis des Transistors 82 entsprechenden Wert. Folglich entspricht die an dem Potentiometer 116 anliegende Spannung (R) der Spitze der R-Zacke in dem gefilterten EKG-Signal. Der Mittelabgriff des Potentiometers 116 ist so eingestellt, daß der Bruchteil der auf die Leitung 118 kommenden Spannung zwischen der Spitze der R-Zacke und der größeren der P- und der T-Zacke liegt. Natürlich kann das Potentiometer für verschiedene Patienten eingestellt werden, obwohl in den meisten Fällen eine anfängliche Einstellung auf beliebige Patienten ausreicht.

Der Komparator 88 kann von bekannter Bauart sein. Der Ausgang des Komparators ist mit dem Eingang des Multivibrators 90 verbunden. Das Ausgangssignal des Komparators ist so lange niedrig, wie das negative Signal am Emitter des Transistors 82 kleiner ist als die negative Gleichspannung auf der Leitung 118. Sobald das EKG-Signal am Emitter des Transistors 82 größer wird als das Potential der Leitung 118, wächst das Ausgangssignal des Komparators an und bleibt dann groß, bis die ursprüngliche Polarität wieder erreicht ist.

Der monostabile Multivibrator 90 ist immer dann getriggert, wenn das Ausgangssignal des Komparators 88 auf hohem Wert ist. Wenn der Komparator ein Ausgangssignal während der Impulsabgabe des Multivibrators liefert, hat dies keinen Einfluß auf den Multivibrator. Wie bereits oben besprochen wurde, werden dadurch mehr als ein Ausgangsimpuls pro R-Zacke verhindert Die Schaltung liefert am Ausgang des Multivibrators pro R-Zacke des EKG-Signals einen einzigen Impuls OS, und zwar unabhängig von einer

so weiten Amplitudenänderung des Signals.

Es ist nicht nötig, wie es bei der in F i g. 4 gezeigten Schaltung der Fall ist, Dioden oder andere Schaltelemente vorzusehen, um an beiden Komparatoreingängen bei fehlendem Eingangssignal gleiche Pegel zu errei-

chen. Es können auch verschiedene Änderungen in der Schaltung vorgenommen werden. Werden beispielsweise die Dioden 110 in Fig.4 weggelassen, dann liefert der Komparator ein Ausgangssignal, wenn das ihm zugeführte Signal einen Wert aufweist, der größer ist als ein Wert, der gleich dem ausgewählten Bruchteil des vollen Signals weniger 1,4 V ist

Hierzu 3 Blatt Zeichnungen

Claims

Patentansprüche:

1. Schaltung zum Erfassen der R-Zacken in einem Herzaktionssignal mit einer automatischen Schwellenwerterzeugungsschaltung zur Steuerung der R-Zackenabtrennung, dadurch gekennzeichnet, daß die von der Schwellenwerterzeugungsschaltung abgegebene Schwellenspannung ein einstellbarer Bruchteil des über mehrere Herzaktionsperioden gemittelten Spitzenwertes der R-Zakken ist und die Einstellung des Bruchteils so vorgenommen ist, daß die Schwellenspannung oberhalb der P- und T-Amplituden liegt.

2. Schaltung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Schwellenwerterzpugungsschaltung (16, 22; 92—120) einen Spitzenwertüetektor (15; 98—106) zum ständigen Erfassen der Amplituden der R-Zacken und einen mit dem Spitzenwertdetektor verbundenen, zum Vorwählen des Bruchteils des gemittelten Spitzenwertes dienenden Spannungsteiler (R; 116) aufweist.

3. Schaltung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß an den Ausgang der Schwellenwerterzeugungsschaltung (16, 22; 92—120) der Eingang eines !Comparators (20; 88) angeschlossen ist, dessen anderem Eingang das Eingangssignal des Spitzenwertdetektors zugeführt ist.