DE2447052C2 - Gerät zur Erkennung der R-Zacke in einem Herzaktionssignal - Google Patents
Gerät zur Erkennung der R-Zacke in einem HerzaktionssignalInfo
- Publication number
- DE2447052C2 DE2447052C2 DE2447052A DE2447052A DE2447052C2 DE 2447052 C2 DE2447052 C2 DE 2447052C2 DE 2447052 A DE2447052 A DE 2447052A DE 2447052 A DE2447052 A DE 2447052A DE 2447052 C2 DE2447052 C2 DE 2447052C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- signal
- output
- pulse
- cardiac action
- stage
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/352—Detecting R peaks, e.g. for synchronising diagnostic apparatus; Estimating R-R interval
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
- A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7235—Details of waveform analysis
- A61B5/7239—Details of waveform analysis using differentiation including higher order derivatives
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Public Health (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Psychiatry (AREA)
- Physiology (AREA)
- Artificial Intelligence (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Description
Die Erfindung betrifft ein Gerät zur Erkennung der R-Zacke in einem Herzaktionssignal, mit einem das
Herzaktionssignal aufnehmenden Differentiator, einem dem Differentiator nachgeschalteten Gleichrichter, und
einer dem Gleichrichter nachgeschalteten Amplitudendiskriminatorstufe,
die einen sich automatisch an die Herzaktionssignalamplituden anpassenden Schwellwert
besitzt und an ihrem Ausgang ein der Schwellwertüberschreitungszeit entsprechendes Rechteckimpulssignal
liefert
Ein derartiges Gerät ist aus der DE-AS 19 62 077 bereits bekannt. In der Druckschrift wird in Spalte 3 ab
Zeile 12 dargelegt daß der für die Erfassung wichtige Schwellwert sich in Abhängigkeit von der Amplitude
des größten anliegenden Signals ändert, wobei seine prozentuale Größe im Verhältnis zu diesem Signal stets
auf dem eingestellten Wert bleibt Das anliegende Signal ist das differenzierte und quadrierte Herzaktionssignal.
Wie diese Einstellung im einzelnen erfolgt, wird nicht näher ausgeführt Diese Art der Schwellwerteinstellung
ist jedoch noch nicht optimal, da beispielsweise Störimpulse, die aus dem Netz eingestreut werden
können, und die mit der R-Zacke des Herzaktionssignals nichts zu tun haben und dessen Amplitude weit
überschreiten können, zu einer ungewünschten Änderung der Einstellung des Schwellwertes führen können,
nämlich zu einer starken Erhöhung des Schwellwertes, so daß nach Auftreten eines derartigen Störimpulses
mehrere R-Zacken nicht mehr erkannt werden, bis die Schwellwerteinstellung wieder auf den richtigen Wert
zurückbewegt wurde. Die bekannte automatische Schwellwerteinstellung kann also in einer Umgebung,
wo Störspannungsspitzen häufiger auftreten, zu hohen Erkcnnungstehlerraten führen.
Das bekannte Gerät hat noch einen weiteren Nachteil, nämlich den. daß es auch dann einen
Ausgangsimpuls an irgend eine Verarbeitungseinrichtung, wie einen Oszillographen, abgibt, wenn im
Hefzäktiötissignal ein den Schwcllwert überschreiten·
der1 Störimpuls außerhalb der von einem erfaßten
Inipuls bewirkten Totzeit (50 ... 15OmS) auftritt, eier
wegen seiner Schinalheit keine R-Znckc sein kann. Auch
dies erhöht die Erkennungsfehlen ate.
i'rganzcnj sei noch auf die folgenden weiteren
Druckschriften verwiesen. Die US-PS 35 24442 be-
schreibt eine Anordnung, mit dem Q-, R-, S-Wellenbestandteile
von Herzaktionssignalen dadurch bestimmt werden, daß die Breiten derartiger Wellenbestandteile
mit vorher gespeicherten »normalen« Wellen verglichen werden.
Die Zeitschrift »Biomedizinische Technik«, Band 16, 1971, Nummer 5, Seiten 168-170, berichtet über ein
System, bei welchem 12 Kurvenpunkte der Herzaktionswellenform
von einem Computer ausgewertet werden, um die statistische Wahrscheinlichkeit eines Q1,
R-, S-Komplexes zu ermitteln, und zwar basierend auf
Annäherungen.
Auch die US-PS 35 20 295 wie auch die DE-OS 20 46 302 beschäftigen sich mit Anordnungen zur
Auswertung von Herzaktionssignalen, die allerdings, ähnlich wie die bereits genannte US-PS 35 24442 ohne
Differentiator arbeiten und daher dem Erfindungsgegenstand ferner liegen.
Schließlich sei noch die DE-OS 20 21 048 erwähnt, in
der ein System beschrieben wird, mit dem Abnormalitäten in einem Herzaktionssignal dadurch festgestellt
werden, daß die Sngangssignale mit einer Vielzahl von
typischen Q-, R-, S-Wellenformen und derer. Ableitungen
verglichen werden. Ein Herzaktionssignal, das von dem System nicht erkannt wird, wird als abnormal
klassifiziert Das in dieser Druckschrift beschriebene Gerät benutzt auch Differenzierungsmethoden sowie
eine Amplitudendiskrimination, jedoch keine Gleichrichtung und insbesondere keine Zeitdiskriminierung. Es
fehlt auch eine automatische Verstäi kungsregelung.
Die Aufgabe der Erfindung ist es, ein Gerät der eingangs genannten Art dahingehend zu verbessern,
daß die Fehlerrate bei der Erkennung der R-Zacke auch beim Auftreten von nicht auf den Herzaktionssignalen
beruhenden Störimpulsen nicht oder nicht wesentlich erhöht wird.
Insbesondere soll das Gerät möglichst wenig auf Störimpulse reagieren, die zwar die Größe der R-Zacke
erreichen oder gar überschreiten, und die auch außerhalb der von einem erfaßten Impuls bewirkten <to
Totzeit aufueten, wegen ihrer Schmalheit aber keine R-Zacke sein können.
Gelöst wird diese Aufgabe bei einem Gegenstand entsprechend dem des Oberbegriffs des Anspruchs 1
gemäß den kennzeichnenden Lehren des Hauptan-Spruchs, also dadurch, daß die Amplitudendiskriminatorstufe
zur Einstellung ihres Suhwellwertes eine Regekchleife umfaßt, die aus einem dem Differentiator
vorgeschalteten, das Herzaktionssignal aufnehmenden Eingangsverstärker regelbarer Verstärkung und einer so
dem Gleichrichter nachgeschalteten zweiten Amplitudendiskriminatorstufe besteht, deren Schwellwerteinstellung
gleich oder hoher als die der ersten Amplitudendiskriminatorstufe ist und deren Ausgang
die Verstärkung des Eingangsverstärkers regelt, und daß eine Impulsdauererfassungsstufe der ersten Amplitudendiskriminatorstufe
nachgeschaltet ist, die ein rechteckimpulsförmiges Ausgangssignal nur dann erzeugt,
wenn das von der Amplitudendiskriminatorstufe zugeführte Rechteckimpulssignal eine erste festgelegte 6"
Impulsdauer überschreitet.
In den Unteransprüchen werden vorteilhafte Weiterbildungen des erfindungsgemäßen Gerätes dargestellt
So wird gemäß Anspruch 2 von der Impulsdauererfassungsstufe ein um die erste festgelegte Impulsdauer e>5
verkürzte Ausgangssignal erzeugt und ihr eine monostabile Kippstufe nachgeschaltet, die bei A.ufname eines
Impulses der Impulsdaurerfassungsstufe einen Rechteckimpuls zweiter festgelegter Impulsdauer erzeugt, die
größer als die erste Impulsdauer ist und der zu überwachenden Herzrhytnmusperiode angepaßt ist
Durch diese Maßnahme wird die Sicherheit der Erkennung der R-WeIIe wetter verbessert. Eine weitere
Verbesserung wird gemäß Anspruch 3 dadurch erreicht, daß der Ausgang der monostabilen Kippstufe an einen
Sperreingang der Impulsdauererfassungsstufe gelegt ist, wodurch die Erzeugung von Ausgangsimpulsen durch
die Impulsdauererfassungsstufe während der Dauer des Ausgangsimpulses der monostabilen Kippstufe verhindert
wird.
Gemäß Anspruch 4 kann der zweiten Amplitudendiskriminatorstufe
ein Tiefpaßfilter und ein Regelverstärker nachgeschaltet sein, die ein der Verstärkungsregelung
des Eingangsverstärkers dienendes Regelsignal derart erzeugen, daß die maximale Amplitude des
Herzaktionssignals am Ausgang dr> Eingangsverstärkers im wesentlichen konstant ist Auch dies erhöht
durch Ausschaltung von Störungseinflüssen die Zuverlässigkeit der Erkennung der P .Tacke in einem
HerzaktionssignaL
Dem gleichen Ziel dient auch eine Weiterbildung der Erfindung, bei der ein dem Differentiator vorgeschaltetes
Tiefpaßfilter mit einer Bandgrenze, die den maximal zu erfassenden Herzaktionssignalfrequenzanteilen entspricht,
vorgesehen wird.
Die Zuverlässigkeit läßt sich noch weiter steigern, wenn man mit Anspruch 6 der monostabilen Kippstufe
einen Integrator und dem Integrator einen Vergleicher nachschaltet, die so eingestellt sind, daß der Vergleicher
an den Eingangsverstärker ein die Verstärkung erhöhendes Signal abgibt, wenn dem Integrator keine
Eingangssignale zugeführt werden. Dies kann weiter verbessert werden, wenn mit Anspruch 7 der Integrator
bei Auftreten eines Rechteckimpulses an seinem Eingang auf Null zurückgestellt wird und danach ein
zeitproportional ansteigendes Ausgangssignal an den Vergleicher abgibt, dessen Vergleichsspannung so
eingestellt ist daß er ein Ausgangssignal erzeugt wenn dem Integrator für eine Zeitdauer ein Rechteckimpuls
nic'-.t zugeführt wird, die die Herzaktionssignalperiode
wesentlich übersteigt
Gemäß Anspruch 8 ist der Ausgang des Vergleichers über das Tiefpaßfilter dem Regelverstärker zugeführt
Durch die Maßnahmen der Ansprüche 4 und 5 wird eine Verstärkungsregelungsschleife für das Herzaktionseingangssignal
vorgesehen, wodurch die Amplitudendiskriminierung verbessert wird. Um die Regelgeschwindigkeit
dieser Schleife im Falle eines Ausbleibens von Herzaktionssignalen zu erhöhen, dienen die
Maßnahmen der Ansprüche 6 und 7. Die Lehre des Anspruchs 8 dient gleichfalls der Verbesserung der
Regelung der Verstärkungsregelungsschleife und damit der Erniedrigung der Fehlerrate bei der Erkennung der
R-Zacke.
Eine Verbesserung in gleicher Richtung wird auch durch die Lehren des Anspruchs 9 erreicht, wobei diese
Ausführungsform bei Vorhandensein von Herzschrittmachersignalen be anders günstig ist.
Die Erfindung wird nachstehend anhand eines Ausführungsbeispiels in Verbindung mit der Zeichnung
erläutert In der Zeichnung zeigt
F i g. 1 ein Blockschaltbild einer Ausführungsform des erfindunp sgemäßen Gerätes;
Pig. 2 ein typischwf Herzaktionssignal, das die F-, Q-,
R-, S- und T-Kurvenanteile erkennen läßt; und
Fig.3 ein Diagramm zur Veranschaulichung der
zeitlichen Zuordnung verschiedener Signalkurven des in
F i g. 1 dargestellten Gerätes.
Im einzelnen zeigt Fig. 1 ein Blockschaltbild eines Gerätes zur Erkennung der R-Zacke in einem
Herzaktionssignal, gemäß einer Ausführungsform. Je- > der Block des Blockschaltbildes weist einen allgemein
bekannten Schaitungsaufbau auf, so daß eine weiter in einzelne gehende Erläuterung entbehrlich ist. Statt
dessen wird jeder Block mit Bezug auf seine Zuordnung zu dem Gesamtaufbau erläutert. ι <
>
Ein Herzaktionssignal ähnlich F i g. 2 wird einer Eingangsklemme 1 zugeführt. Die Kurve der Fig. 2
stellt ein typisches Herzaktionssignal dar, dessen Amplitude in Abhängigkeit von der Zeit aufgetragen ist.
Die P-, Q-, R-, S- und T-Kurvenanteile sind bezeichnet, ' ~>
und man erkennt, daß der R-Kurvenanteil eines Herzaktionssignals eine zeitliche Änderungsgeschwindigkeit
hat, die größer als für jeden anderen Teil der Kurve ist. Für die vorliegende Beschreibung wird
jedoch das Diagramm der F i g. 3 herangezogen, um die -" Signalzuordnungen in der erfindungsgemäßen Ausführungsform
gemäß F i g. 1 zu veranschaulichen, wobei das Herzaktionssignal in Fig.3A in gedehnter Form
wiedergegeben ist.
Diese Herzaktionssignalkurve wird durch einen -> geeigneten Eingangsverstärker 3 mit veränderlicher
Verstärkung verstärkt und dann durch ein Tiefpaßfilter 5 geleitet, um Fremdsignale auszuschalten, die Frequenzkomponenten
haben, die höher als diejenigen sind, die als Bestandteil der Herzaktionssignalkurve anzuse- «·
hen sind. Auf diese Weise können Herzaktionssignale unterschiedlicher Amplituden auf einen im wesentlichen
gleichbleibenden Wert verstärkt werden, und ein Großteil der in der Herzaktiorssignalkurve enthaltenen,
nicht vom Herzen herrührenden Signalanteile, sowie sonstige Störsignale ausgefiltert werden.
Die Herzaktionssignalkurve wird dann einem Differentiator 7 zugeführt, der von einem herkömmlichen
WiderstandS'/Kondensator-Differenzier-Netzwerk gebildet sein kann, um die erste zeitliche Ableitung des *o
Herzaktionssignals zu erzeugen. Das differenzierte Herzaktionssignal, siehe F i g. 3B, wird dann einem als
Vollweggleichrichter ausgebildeten Gleichrichter 9 zugeführt, um auf diese Weise eine Signalkurve mit
Komponenten zu erzeugen, die alle eine bestimmte Polarität haben, beispielsweise nur positive Komponenten,
siehe F i g. 3C.
Die gleichgerichtete erste Ableitung des Herzaktionssignals wird dann einer ersten Amplitudendiskriminatorstufe
11 zugeführt, die beispielsweise von einem w Verstärker gebildet sein kann, der normalerweise
gesperrt ist, aber in den leitenden Zustand übergeht,
wenn die Amplitude des differenzierten und gleichgerichteten Herzaktionssignals einen bestimmten
Schwellwert überschreitet Die Höhe dieses Schwellwertes ist in F i g. 3C als erster Schwellwert bezeichnet
Der erste Schwellwert ist so gewählt, daß die Komponenten des Gleichrichterausgangssignals mit
niedriger Amplitude zurückgewiesen werden. Wenn das Gleichrichterausgangssignal den Schwellwert über- *o
steigt, erzeugt dagegen die Amplitudendiskrüninatorstufe 11 eine Ausgangsspannung in Form eines Impulses
oder einer Impulsfolge, wie das in F i g. 3D gezeigt ist
Die Ausgangsinipulse der Ampütudendiskriminatorstufe 11 werden einer Impulsdauererfassungsstufe 13 f>
zugeführt Die Impulsdauererfassungsstufe 13 reagiert nur auf Impulse mit einer Impulsdauer, die einen
bestimmten Wert überschreiten, während kürzere Impulse, nämlich Impulse mit einer Zeitdauer,die kürzer
als die Dauer des Anstiegs oder der Flanke eines typischen R-Kurvenanteils ist, abgewiesen werden. Das
Zeitintervall kann im Bereich von etwa 5-25 ms liegen, und jeder Impuls mit einer Zeitdauer, die dieses
Zeitintervall überschreitet, erzeugt am Ausgang der Impulsdauererfassungsstufe 13 ein Ausgangssignal.
Wie in Fig.3E zu erkennen ist, ist der ansteigende
Teil dieses Ausgangssignals der Impulsdauererfassungsstufe 13 nahezu koinzident mit dem Scheitel des
R-Kurvenanteils des Herzaktionssignals der F i g. 3A.
Das Ausgangssignal der Impulsdauererfassungsstufe 13 wird einer πκ iostabilen Kippstufe 15 zugeführt, die
eine Spannung in Form eines Rechteckimpulses in Abhängigkeit vom Ausgangssignal der Impulsdauererfassungsstufe
13 erzeugt. Die monostabile Kippstufe 15 ist für ein Zeitintervall wirksam, das etwa der Länge der
Zeit entspricht, die für einen vollständigen Q- bis T-Signalzyklus benötigt wird und zwischen 100 bis
25Ö ms schwanken kann. Der Rechteckimpuisausgang steht an einer Ausgangsklemme 16 zur Verfügung und
wird auch der Impulsdauererfassungsstufe 13 zugeführt, um weitere Impulse der Amplitudendiskriminatorstufe
H zu sperren, nachdem die Impulsdauererfassungsstufe 13 während eines einzelnen Herzaktionskurvenzyklus
einen qualifizierten Impuls erfaßt hat. Das Zeitintervall der monostabilen Kippstufe kann eingestellt werden,
um die maximal zu erwartenden Herzschlaggeschwindigkeii-sn
aufzunehmen.
Die erfindungsgemäße Anordnung umfaßt noch zusätzlich eine automatisch arbeitende Verstärkungsregelung,
um den Verstärkungsfaktor des Eingangsverstärkers 3 elektronisch zu regeln. Diese automatische
Verstärkungsregelung weist eine zweite Amplitudendiskriminatorstufe 17 auf, die so angeschlossen ist, daß sie
die gleichgerichtete erste Ableitung des Herzaktionssignals vom Vollweggleichrichter 9 erhält, des weiteren
ein Tiefpaßfilter 19, das das Ausgangssignal der zweiten Amplitudendiskriminatorstufe 17 aufnimmt sowie einen
Regelverstärker 21, der in Abhängigkeit vom Ausgangssignal des Tiefpaßfilters 19 eine Regelspannung erzeugt,
mit der der Verstärkungsfaktor des Eingangsverstärkers 3 elektronisch geregelt werden kann.
Da eine gleichbleibende Signalamplitude von einem Herzschlag zu einem anderen auf die erste Amplitudendiskriminatorstufe
11 einwirken soll, wird der Schwellwert der Amplitudendiskriminatorstufe 17 für die
automatische Verstärkungsregelung etwa auf die gewünschte Amplitude oder etwas niedriger eingestellt
F i g. 3 zeigt diesen zweiten Schwellwert der der Gleichrichter-Ausgangssignalkurve überlagert i«t Die
Amplitudendiskriminatorstufe 17 erzeugt ein Ausgangssignal, wenn die Amplitude des vom Vollweggleichrichter
9 erhaltenen Signals den zweiten Schwellwert übersteigt Wenn der zweite Schwellwert nicht erreicht
wird, liefert die Amplitudendiskriminatorstufe 17 kein Ausgangssignal. Unter diesen Umständen erhöht der
Regelverstärker 21 den Verstärkungsfaktor des Eingangsverstärkers 3. Gelegentlich übersteigt die Amplitude des Ausgangssignals des Vollweggleichrichters 9
den zweiten Schwellwert der Amplitudendiskriminatorstufe 17 und es wird ein Ausgangssignal erzeugt und
durch das Tiefpaßfilter 19 geleitet, um den Eingang des Regelverstärkers 21 auf einen solchen Wert zu halten,
der-erforderlich ist, um den Verstärkungsfaktor des
Eingangsverstärkers 3 auf einer solchen Höhe zu halten,
die eine zutreffende Signalamplitude von Schlag zu Schlag erzeugt Das Tiefpaßfilter 19 bildet den
Mittelwert des Ausgangssignals der Amplitudendiskriminatorstufe 17 zwischen den einzelnen Schlägen des
Herzaktionssignals, um so die richtige Schwellwertanpassung am Eingang des Regelverstärkers 21 zu
schaffen, bei der der richtige Wert des Verstärkerfaktors des Eingangsverstärkers 3 aufrechterhalten wird.
Darüber hinaus enthält die automatische Verstärkungsregelung eine Einrichtung, mit deren Hilfe der
Verstärker 3 rasch zu einem Anstieg auf seinen Maximalwert gebracht werden kann, wenn der Rechteckimpulsausgang des Systems unter einen vorgegebenen Wert abfällt. Ein Verlorengehen eines Ausgangssignals ist repräsentativ für ein Verlorengehen des
Herzaktionssignals. Diese Einrichtung enthält einen Integrator 25 und einen Vergleicher 27, die zwischen die
Ausgangsklemme 16 und das Tiefpaßfilter 19 geschaltet sind. Der Integrator 25 empfängt die von der
monostabilen Kippstufe 15 erzeugten Rechteckimpulse und liefert eine Sägezahnspannung, die bei Auftreten
der einzelnen Impulse auf Null zurückgesetzt wird und zwischen den Impulsen langsam ansteigt. Der Vergleicher 27, der von einem herkömmlichen Vergleicher mit
vorgegebenem Bezugsniveau gebildet sein kann, empfängt die Sägezahnspannung des Integrators 25. Wenn
die Ausgangsimpulse der monostabilen Kippstufe 15 enden oder ihre Anzahl pro Zeiteinheit unter einen
vorgegebenen Wert absinken, der beispielsweise 10 bis 20 Ausgangsimpulse pro Minute entspricht, so steigt die
Sägezahnspan nung des Integrators 25 auf das Referenzniveau des Vergleichers 27 an, so daß dieser ein
Ausyangssignal erzeugt, das über einen Teil des Tiefpaßfilters 19 dem Regelverstärker 21 zugeführt
wird. Der Eingang des Regelverstärkers 21 liegt dann auf einem Niveau, bei dem der Verstärkungsfaktor des
Eingangverstärkers 3 unmittelbar dazu gebracht wird, auf den Maximalwert anzusteigen, so daß das Erfassen
eines Herzaktionssignals niedriger Amplitude, wenn ein solches zur Verfügung steht, infolge der dann hohen
Empfindlichkeit erleichtert wird.
Die erfindungsgemäße Anordnung kann außerdem eine Schaltung zur Erfassung der Anwesenheit eines
Herzschrittmachersignals oder das einer ähnlichen Vorrichtung aufweisen, die dann dafür sorgt, daß ein
derartiger Herzschrittmacher oder eine derartige ähnliche Vorrichtung nicht störend auf die erfindungsgemäße Anordnung einwirkt. Die Herzaktionssignal·
kurve an der Eingangsklemme 1 wird beim Ausführungsbeispiel einem Schrittmachersignal-Detektor 23
zugeführt. Der Schrittmachersignal-Detektor 23 kann beispielsweise einen frequenzselektiven Verstärker, der
nur auf Signale mit einer bestimmten zeitlichen Änderungsgeschwindigkeit anspricht, die großer als die
von durch physiologische Vorgänge erzeugten Signalen ist, sowie einen Schalter enthalten, der einen mit einem
solchen erfaßten Signal koinzidenten Ausgangsimpuls kurzer Dauer erzeugt. Das Ausgangssignal des Schrittmachersignal-Detektors 23 wird gleichzeitig der Amplitudendiskriminatorstufe 11 und der Amplitudendiskriminatorstufe 17 zugeführt, um so das Eindringen des
Ausgangssignals des Vollweggleichrichters 9 in die Diskriminatoren zu verhindern. Somit hat ein Schrittmacher keine Wirkung auf die Funktion des erfindungsgemäßen Systems.
Claims (9)
1. Gerät zur Erkennung der R-Zacke in einem
Herzaktionssignal, mit einem das Herzaktionssignal aufnehmenden Differentiator, einem dem Differentiator
nachgeschalteten Gleichrichter, und einer dem Gleichrichter nachgeschalteten Amplitudendiskriminatorstufe,
die einen sich automatisch an die Herzaktionssignalamplituden anpassenden Schwellwert
besitzt und an ihrem Ausgang ein der ι ο Schwellwertüberschreitungszeit entsprechenden
Rechteckimpulssignal liefert, dadurch gekennzeichnet, daß die Amplitudendiskriminatorstufe
(11) zur Einstellung ihres Schwellwertes eine Regelschleife umfaßt, die aus einem dem
Differentiator (7) vorgeschalteten, das Herzaktionssignal aufnehmenden Eingangsverstärker (3) regelbarer
Verstärkung und einer dem Gleichrichter (9) nachgeschalteten zweiten Amplitudendiskriminatorstufe
(17) besteht, deren Schwellwerteinstellung so
gleich odtr höher als die der ersten Amplitudendiskriminaiurstufe
(11) ist und deren Ausgang die Verstärkung des Eingangsverstärkers (3) regelt, und
daß eine Impulsdauererfassungsstufe (13) der ersten Amplitudendiskriminatorstufe (U) nachgeschaltet 2ί
ist, die ein rechteckimpulsförmiges Ausgangssignal nur dann erzeugt, wenn das von der Amplitudendiskriminatorstufe
(11) zugeführte Rechteckimpulssignal eine erste festgelegte Impulsdauer überschreitet,
ω
2. Gerät nach Anspruch I, dadurch gekennzeichnet, daß die Impulsdauererfassungsstufe (13) ein um
die erste iestgelegte Impulsdauer verkürztes Ausgangssignal erzeugt und ihr eine monostabile
Kippstufe (15) nachgcschaltet ist, die bei Aufnahme J5
eines Impulses der Impulsda· srerfassungsstufe (13) einen Rechteckimpuls zweiter festgelegter Impulsdauer
erzeugt, die größer als die erste Impulsdauer ist und der zu überwachenden Herzrhythmusperiode
angepaßt ist *o
3. Gerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Ausgang der monostabilen Kippstufe
(15) an einen Sperreingang der Impulsdauererfassungsstufe (13) gelegt ist.
4. Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß der zweiten Amplitudendiskriminatorstufe
(17) ein Tiefpaßfilter (19) und ein Regelverstärker (21) nachgeschaitet sind, die ein
der Verstärkungsregelung des Eingangsverstärkers (3) dienendes Regelsignal derart erzeugen, daß die
maximale Amplitude des Herzaktionssignals am Ausgang des Eingangsverstärkers (3) im wesentlichen
konstant ist.
5. Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 4, gekennzeichnet durch ein dem Differentiator (7) 5"
vorgeschaltetes Tiefpaßfilter (5) mit einer Bandgrenze, die den maximal zu erfassenden Herzaktionssignalfrequenzanteilen
entspricht.
6. Gerät nach einem der Ansprüche 2 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß der monostabilen to
Kippstufe (15) ein Integrator (25) und dem Integrator (25) ein Vergleicher (27) nachgeschaltet
ist, die so eingestellt sind, daß der Vergleicher (27) an den Eingangsverstärker (3) ein die Verstärkung
erhöhendes Signal abgibt, wenn dem Integrator (2r>) '<'·
keine F.ingangssignale zugeführt werden.
7. Gerat nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß der Integrator (25) bei Auftreten eines
Rechteckimpulses an seinem Eingang auf Null zurückgestellt wird und danach ein zeitproportional
ansteigendes Ausgangssignal an den Vergleicher (27} abgibt, dessen Vergleichsspannung so eingestellt
ist, daß er ein Ausgangssignal erzeugt, wenn dem
Integrator (25) für eine Zeitdauer ein Rechteckimpuls nicht zugeführt wird, die die Herzaktionssignalperiode
wesentlich übersteigt
8, Gerät nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Ausgang des Vergleichers (27) über das
Tiefpaßfilter (19) dem Regelverstärker (21) zugeführt wird.
9. Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 8, gekennzeichnet durch einen das Eingangsherzaktionssignal
aufnehmenden Schrittmachersignaldetektor (23), der an die Amplitudendiskriminatorstufen
(11, 17) ein Signal liefert, das das am Gleichrichterausgang auftretende, von einem
Schrittmacher erzeugte Signal kompensiert
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US05/403,689 US4000461A (en) | 1973-10-04 | 1973-10-04 | R-wave detector |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE2447052A1 DE2447052A1 (de) | 1975-04-17 |
DE2447052C2 true DE2447052C2 (de) | 1983-05-11 |
Family
ID=23596646
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE2447052A Expired DE2447052C2 (de) | 1973-10-04 | 1974-10-02 | Gerät zur Erkennung der R-Zacke in einem Herzaktionssignal |
Country Status (7)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4000461A (de) |
JP (2) | JPS615732B2 (de) |
CA (1) | CA1027640A (de) |
DE (1) | DE2447052C2 (de) |
FR (1) | FR2246254B1 (de) |
GB (1) | GB1442244A (de) |
NL (1) | NL164468C (de) |
Families Citing this family (55)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4041468A (en) * | 1976-10-07 | 1977-08-09 | Pfizer Inc. | Method and system for analysis of ambulatory electrocardiographic tape recordings |
US4106498A (en) * | 1976-12-27 | 1978-08-15 | American Optical Corporation | Initialization circuit |
US4149527A (en) * | 1977-03-28 | 1979-04-17 | American Optical Corporation | Pacemaker artifact suppression in coronary monitoring |
US4306567A (en) * | 1977-12-22 | 1981-12-22 | Krasner Jerome L | Detection and monitoring device |
US4235242A (en) * | 1979-04-02 | 1980-11-25 | Med General, Inc. | Electronic circuit permitting simultaneous use of stimulating and monitoring equipment |
JPS5836527A (ja) * | 1981-08-26 | 1983-03-03 | セイコーインスツルメンツ株式会社 | 脈拍検出回路 |
IT1212617B (it) * | 1982-11-05 | 1989-11-30 | Grassi Gino | Stimolatore cardiaco autoregolato in frequenza per mezzo dell'onda t elettrocardiografica |
US4495950A (en) * | 1983-01-21 | 1985-01-29 | Schneider Daniel E | QREEG Process matrix synchronizer system |
US4630204A (en) * | 1984-02-21 | 1986-12-16 | Mortara Instrument Inc. | High resolution ECG waveform processor |
US4562840A (en) * | 1984-03-23 | 1986-01-07 | Cordis Corporation | Telemetry system |
US4934372A (en) * | 1985-04-01 | 1990-06-19 | Nellcor Incorporated | Method and apparatus for detecting optical pulses |
US4911167A (en) * | 1985-06-07 | 1990-03-27 | Nellcor Incorporated | Method and apparatus for detecting optical pulses |
US4928692A (en) * | 1985-04-01 | 1990-05-29 | Goodman David E | Method and apparatus for detecting optical pulses |
USRE35122E (en) * | 1985-04-01 | 1995-12-19 | Nellcor Incorporated | Method and apparatus for detecting optical pulses |
US4802486A (en) * | 1985-04-01 | 1989-02-07 | Nellcor Incorporated | Method and apparatus for detecting optical pulses |
DE3533912A1 (de) * | 1985-09-23 | 1987-04-02 | Schmid Walter | Blutdruckmessgeraet |
US4708144A (en) * | 1986-10-06 | 1987-11-24 | Telectronics N.V. | Automatic sensitivity control for a pacemaker |
US5005142A (en) * | 1987-01-30 | 1991-04-02 | Westinghouse Electric Corp. | Smart sensor system for diagnostic monitoring |
US4832041A (en) * | 1987-02-26 | 1989-05-23 | Hewlett-Packard Company | Pace pulse eliminator |
US4887609A (en) * | 1987-05-13 | 1989-12-19 | The Methodist Hospital System | Apparatus and method for filtering electrocardiograph signals |
GB2216662A (en) * | 1988-03-02 | 1989-10-11 | Densa Limited | Detecting heartbeats |
US4903699A (en) * | 1988-06-07 | 1990-02-27 | Intermedics, Inc. | Implantable cardiac stimulator with automatic gain control |
JPH02286128A (ja) * | 1989-04-27 | 1990-11-26 | Terumo Corp | 心電計 |
US5010887A (en) * | 1989-11-17 | 1991-04-30 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Noise discrimination in implantable pacemakers |
JPH0490308U (de) * | 1990-12-21 | 1992-08-06 | ||
DE4126363B4 (de) * | 1991-08-06 | 2004-11-04 | Biotronik Gmbh & Co. Kg | Herzschrittmacher mit Mitteln zur Effektivitätserkennung |
US5259387A (en) * | 1991-09-09 | 1993-11-09 | Quinton Instrument Company | ECG muscle artifact filter system |
US5312441A (en) * | 1992-04-13 | 1994-05-17 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for discrimination of ventricular tachycardia from supraventricular tachycardia and for treatment thereof |
US5350410A (en) * | 1992-11-23 | 1994-09-27 | Siemens Pacesetter, Inc. | Autocapture system for implantable pulse generator |
AU5205493A (en) * | 1992-12-01 | 1994-06-16 | Siemens Aktiengesellschaft | Cardiac event detection in implantable medical devices |
US5312455A (en) * | 1993-05-26 | 1994-05-17 | Siemens Pacesetter, Inc. | Programmable window reference generator for use in an implantable cardiac pacemaker |
US5336242A (en) * | 1993-05-26 | 1994-08-09 | Siemens Pacesetter, Inc. | Band-pass filter for use in a sense amplifier of an implantable cardiac pacer |
US5662688A (en) * | 1995-08-14 | 1997-09-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Slow gain control |
US5623936A (en) * | 1995-12-05 | 1997-04-29 | Pacesetter, Inc. | Implantable medical device having means for discriminating between true R-waves and ventricular fibrillation |
US6112119A (en) | 1997-10-27 | 2000-08-29 | Medtronic, Inc. | Method for automatically adjusting the sensitivity of cardiac sense amplifiers |
US6212434B1 (en) | 1998-07-22 | 2001-04-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Single pass lead system |
US6501990B1 (en) | 1999-12-23 | 2002-12-31 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Extendable and retractable lead having a snap-fit terminal connector |
US6463334B1 (en) | 1998-11-02 | 2002-10-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Extendable and retractable lead |
US6070097A (en) * | 1998-12-30 | 2000-05-30 | General Electric Company | Method for generating a gating signal for cardiac MRI |
US6434417B1 (en) | 2000-03-28 | 2002-08-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and system for detecting cardiac depolarization |
US6684100B1 (en) | 2000-10-31 | 2004-01-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Curvature based method for selecting features from an electrophysiologic signals for purpose of complex identification and classification |
US6526313B2 (en) | 2001-06-05 | 2003-02-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for classifying cardiac depolarization complexes with multi-dimensional correlation |
US7146206B2 (en) * | 2002-03-20 | 2006-12-05 | Medtronic, Inc. | Detection of cardiac arrhythmia using mathematical representation of standard ΔRR probability density histograms |
US20040219600A1 (en) * | 2002-12-13 | 2004-11-04 | Williams Robert Wood | Method for determining sensitivity to environmental toxins and susceptibility to parkinson's disease |
US7139605B2 (en) * | 2003-03-18 | 2006-11-21 | Massachusetts Institute Of Technology | Heart rate monitor |
US7792571B2 (en) | 2003-06-27 | 2010-09-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Tachyarrhythmia detection and discrimination based on curvature parameters |
US20050059880A1 (en) * | 2003-09-11 | 2005-03-17 | Mathias Sanjay George | ECG driven image reconstruction for cardiac imaging |
US7277754B2 (en) * | 2003-12-24 | 2007-10-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and system for removing pacing artifacts from subcutaneous electrocardiograms |
JP5641203B2 (ja) * | 2010-06-10 | 2014-12-17 | 国立大学法人静岡大学 | R波検出装置及びr波計測システム |
EP2510974B1 (de) | 2011-04-15 | 2013-12-25 | Sorin CRM SAS | Aktive medizinische Vorrichtung, insbesondere implantierbarer Defibrillator, zur Erkennung von QRS-Komplexen in einem stark verrauschten Signal |
EP3315063B1 (de) | 2015-06-25 | 2022-04-06 | Panasonic Intellectual Property Management Co., Ltd. | Herzpotentialdetektionsvorrichtung und herzpotentialdetektionsverfahren |
CN110141243A (zh) * | 2019-06-20 | 2019-08-20 | 鲁东大学 | 一种心电图身份识别处理方法 |
CN110141244A (zh) * | 2019-06-20 | 2019-08-20 | 鲁东大学 | 心电图身份识别方法 |
CN110141245A (zh) * | 2019-06-20 | 2019-08-20 | 鲁东大学 | 一种心电图特征向量提取方法 |
CN111671416B (zh) * | 2020-05-29 | 2022-11-29 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 心电信号滤波方法及装置 |
Family Cites Families (15)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US2801629A (en) * | 1954-11-12 | 1957-08-06 | Physio Control Company Inc | Heart beat indicator |
US2918054A (en) * | 1957-09-09 | 1959-12-22 | Peter A Goolkasian | Electrically responsive repetitive-surge indicators |
US3524442A (en) * | 1967-12-01 | 1970-08-18 | Hewlett Packard Co | Arrhythmia detector and method |
US3520295A (en) * | 1968-03-06 | 1970-07-14 | Gen Electric | Cardiac r-wave detector with automatic gain control |
US3590811A (en) * | 1968-12-06 | 1971-07-06 | American Optical Corp | Electrocardiographic r-wave detector |
US3575162A (en) * | 1968-12-23 | 1971-04-20 | Kenneth R Gaarder | Physiological monitors and method of using the same in treatment of disease |
US3616791A (en) * | 1969-04-30 | 1971-11-02 | American Optical Corp | Electrocardiographic morphology recognition system |
US3612041A (en) * | 1969-07-25 | 1971-10-12 | Us Army | Apparatus for detecting ventricular fibrillation |
US3534282A (en) * | 1969-08-13 | 1970-10-13 | American Optical Corp | Spike suppression circuit |
DE1962077B2 (de) * | 1969-12-11 | 1973-04-12 | Siemens AG, 1000 Berlin u 8000 München | Medizinisches geraet fuer die auswertung von elektrokardiogrammen |
US3646931A (en) * | 1970-02-25 | 1972-03-07 | Jerry A Phelps | Portable battery-powered instrument for visualizing the peripheral pulse waveform and pulse rate |
DE2046302C3 (de) * | 1970-09-19 | 1974-08-29 | Siemens Ag, 1000 Berlin Und 8000 Muenchen | Gerät zur Überwachung der Herztätigkeit |
US3742938A (en) * | 1971-01-04 | 1973-07-03 | T Stern | Cardiac pacer and heart pulse monitor |
JPS4933246Y2 (de) * | 1971-05-25 | 1974-09-07 | ||
US3878833A (en) * | 1973-10-09 | 1975-04-22 | Gen Electric | Physiological waveform detector |
-
1973
- 1973-10-04 US US05/403,689 patent/US4000461A/en not_active Expired - Lifetime
-
1974
- 1974-08-15 CA CA207,113A patent/CA1027640A/en not_active Expired
- 1974-08-19 GB GB3635474A patent/GB1442244A/en not_active Expired
- 1974-08-21 NL NL7411155.A patent/NL164468C/xx not_active IP Right Cessation
- 1974-09-27 FR FR7433410A patent/FR2246254B1/fr not_active Expired
- 1974-10-02 DE DE2447052A patent/DE2447052C2/de not_active Expired
- 1974-10-04 JP JP49115114A patent/JPS615732B2/ja not_active Expired
-
1980
- 1980-06-27 JP JP55088453A patent/JPS5766737A/ja active Pending
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
FR2246254A1 (de) | 1975-05-02 |
US4000461A (en) | 1976-12-28 |
GB1442244A (en) | 1976-07-14 |
FR2246254B1 (de) | 1978-07-07 |
NL7411155A (nl) | 1975-04-08 |
JPS5061889A (de) | 1975-05-27 |
DE2447052A1 (de) | 1975-04-17 |
NL164468C (nl) | 1981-01-15 |
CA1027640A (en) | 1978-03-07 |
JPS5766737A (en) | 1982-04-23 |
JPS615732B2 (de) | 1986-02-20 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE2447052C2 (de) | Gerät zur Erkennung der R-Zacke in einem Herzaktionssignal | |
DE2838360C2 (de) | ||
EP0402508B2 (de) | Einrichtung zum Detektieren einer Folge von anormalen Ereignissen in einem elektrischen Signal, insbesondere dem Depolarisationssignal eines Herzens | |
EP0212370B1 (de) | Verfahren und Gerät zur Atmungsüberwachung | |
EP1132045B1 (de) | Signalauswerteverfahren zur Detektion von QRS-Komplexen in Elektrokardiogramm-Signalen | |
DE69826163T2 (de) | Herzschrittmacher mit morphologischer Filterung von abgetasteten Herzsignalen | |
DE3732699C2 (de) | Implantierbarer Herzschrittmacher | |
CH632848A5 (de) | Vorrichtung zur detektion von signalen, insbesondere von fetalen herzsignalen. | |
DE2012024B2 (de) | Verfahren und vorrichtung zum erfassen anomaler wellenzugkomplexe | |
DE2263180C2 (de) | Signalverarbeitungsschaltung zum Bestimmen der Folgefrequenz einer Komponente physiologischer Signale | |
DE69927675T2 (de) | Zweikammer-herzschrittmacher mit signalverarbeitungsschaltung für bipolare und unipolare elektroden | |
DE3249490C2 (de) | Vorrichtung zum Erfassen der Herzaktion | |
DE2905407A1 (de) | Verfahren und vorrichtung fuer das ueberwachen elektrokardiographischer wellenformen | |
DE3037927A1 (de) | Respirations-ueberwachungs-einrichtung | |
DE1248225B (de) | Verfahren und Vorrichtung zum genauen Ermitteln der Herzschlagfrequenz | |
DE2754333A1 (de) | Vorrichtung und verfahren zum verringern der stoerungswirkungen auf sphygmometrische informationen | |
DE19626353A1 (de) | Signaldetektor | |
EP0783902A2 (de) | Extrakorporales Kontrollgerät für ein implantierbares medizinisches Gerät | |
DE2253967C3 (de) | Verfahren zur Erfassung von Arrhythmien im Verlauf von Herzaktionsspannungen und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens | |
DE19844598B4 (de) | Implantierbarer Kardioverter, insbesondere Defibrillator | |
DE2362063C3 (de) | Schaltungsanordnung zum Erfassen von physiologischen elektrischen Meßsignalen | |
EP0005170A2 (de) | Schaltanordnung zum Erkennen von Arrhythmien | |
DE2717530A1 (de) | Verfahren zur stoerbefreiung von signalen | |
DE2360206A1 (de) | Dopplersignalempfaenger | |
DE2545802C2 (de) | Herzsignaldiskriminator |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8181 | Inventor (new situation) |
Free format text: BARBER, RONALD CHARLES, PORTLAND, OREG., US CLARK, DON LOREN, HILLSBORO, OREG., US BALLARD, RICHARDJAMES, BEAVERTON, OREG., US |
|
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8327 | Change in the person/name/address of the patent owner |
Owner name: SQUIBB VITATEK INC., 97123 HILLSBORO, OREG., US |