DE2449606A1

DE2449606A1 - Elektrokardiographischer rechner

Info

Publication number: DE2449606A1
Application number: DE19742449606
Authority: DE
Inventors: Donald Lee Anderson
Original assignee: Del Mar Engineering Laboratories
Current assignee: Del Mar Engineering Laboratories
Priority date: 1973-10-19
Filing date: 1974-10-18
Publication date: 1975-04-30
Also published as: JPS5068754A; DE2449606B2; US3858034A; JPS5937107B2

Description

PATENTANWÄLTE 89Ai.gshur_?22,de« 8„ Oktooer

dr. ing. E. LIEBAU 2 4 A 9 6 0

DIPLlNG. G. LIEBAU (SScSoH bitte angeben, ^D 9580

Ihr Zeichen

Del Mar Engineering Laboratories 69OI Imperial Highway-Los Angeles, California, USA

ELEKTROKARDIOGRAPHISCHER RECHNER

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur automatischen Verarbeitung größerer Mengen von EKG-Signalen, entweder direkt von einem Patienten in Echtzeitverarbeitung oder indirekt über ein Datenspeichermedium, und zwar entweder in Echtzeit oder unter Verwendung von Abtastvorrichtungen mit hoher Geschwindigkeit, Die folgende Erfindung schafft eine Vorrichtung zur Feststellung und Darstellung von dem Auftreten von anormal breiten QRS-Komplexen, sowie die Feststellung und Darstellung des Pegels, der Steigung, der Form und des Integrals von S-T-Segmenten in EKG-Signalen mit normalen QRS-Komplexen.

Die sich aus der elektrischen Aktivität des Herzmuskels ergebenden EKG-Signale sind äußerst wertvoll als diagnostische In-, dikatoren, wenn sie von einem Kardiologen ausgewertet werden. Gewisse Anormalitäten in diesen EKG-Signalen können auf verschiedene Arten von Herzunregelmäßigkeiten hinweisen. Diese EKG-Signale können nach Abfühlung über am Körper eines Patienten angebrachten Elektroden über Leiter an eine geeignete Vorrichtung, etwa einen Oszillographen oder Elektrokardiographen, angelegt werden, wo sie entweder augenblicklich dargestellt oder dauernd gespeichert werden.

Bisher wurden die EKG-Signale einem üblichen Rechner zugeführt, der für eine Analyse der eingehenden Signale auf Anormalitäten programmiert war; eine derartige Analyse hat sich jedoch als sehr begrenzte experimentelle Basis herausgestellt. Ein Grund dafür, daß eine derartige Rechenanalyse begrenzt ist, ergibt sich aus den

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hohen Anschaffungskosten für einen Rechner, der groß genug sein muß,um die entsprechenden Funktionen durchzuführen als auch aus den hohen Betriebskosten, da der Rechner in on-line-Betricb während der gesamten Zeit arbeiten muß, in der EKG-Signale zu analysieren sind« Diese Kosten kombiniert mit dem weiteren Erfordernis von hochqualifiziertem technischem Personal zur Durchführung des Programms machen dieses Rechiierverfahren für die meisten on-line-Anwendungen wirtschaftlich untragbar.

Die gegenwärtig üblichste und brauchbarste Methode zur Bestimmung von Anormalitaten des Herzens besteht darin, die EKG-Signale in einen Elektrokardiograplien einzugeben und von Hand die sich ergebenden auf Papierband aufgezeichneten Kurven der EKG-Signale zu studieren und zu analysieren . Es müssen genügend Daten aufgezeichnet werden,um annähernd eine genaue Darstellung der EKG-Signal-Eigenschaften unter verschiedenen Belastungsbedingungen sicher zu stellen, so daß die Analyse des EKG-Studiums ein zeitraubendes Verfahren ist, das den Einsatz eines hochqualifizierten Kardiologen für längere Zeit erfordert.

Der normale Prozess der Analyse von EKG-Signalen ist um so unerwünschter, wenn man bedenkt, daß verschiedene Formen von Unregelmäßigkeiten anormale EKG-Signale nur unregelmäßig und in unregelmässigen Zeitabständen hervorrufen , so daß eine große Ansammlung von Daten erforderlich ist, bevor eine Anomialität aufgezeichnet wird. Selbst wenn eine derartige Anormalität aufgezeichnet ist, ist es schwierig, wenn nicht unmöglich für den Kardiologen von Hand das große Volumen von Daten durchzusehen und genau die unregelmäßigen und beliebig auftretenden Anormalitäten zu identifizieren, die von einer sprunghaften und dynamischen Art sind.

Aus der US-Patenschrift Nr. 3,267,93** ist eine Vorrichtung bekannt, mit der große Mengen von elektrokardiographischen Signalen erhalten und automatisch verarbeitet werden können, um das Vorhandensein und die Art gewisser Formen von Anormalitäten anzuzeigen. Obwohl die bekannte Vorrichtung von großem Nutzen ist, sind doch die Art und die Menge der verarbeiteten Daten begrenzt und weniger als für eine detailierte Analyse der EKG-Komplexe erwünscht, beispiels-

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weise des S-T-S egaients.

Es ist ein Zweck dieser Erfindung einen neuartigen Rechner zu schaffen, der geeignet ist für die automatische Verarbeitung großer Mengen von EKG-Signalen, zur Feststellung gewisser vorgewählter Eigensein ften oder Anormalitäten derselben, die gewisse Arten von Herzfehlern oder- Unzulänglichkeiten anzeigen und damit für den Kardiologeii von Interesse sind, und zur Anzeige des Auftretens derartiger Anormalitäten. Die Vorrichtung der folgenden Erfindung vermeidet den wirtschaftlichen Nachteil der Verwendung von üblichen Rechnern, die zur Verarbeitung von EKG-Signalen programmiert sind als auch die manuelle Analyse von Elektrokardiogrammen. Sie hat axich eine erweiterte Fähigkeit für die Identifizierung und Anzeige von Anormalitäten über die bekannte Vorrichtung gemäß US-PS 3,2C>7,93^;i hinaus. Die vorliegende Erfindung bringt ein System zur Auswertung der Qualität der gemessenen Daten und zur Verbesserung der Genauigkeit der Anzeige durch überwiegende Zurückweisung von ungewollten und künstlichen Signalen, die von Quellen, wie Erschütterung des Elektroden- oder Patientenkabels, Muskelspannungen oder dergleichen hervorgerufen werden.

Insbesondere bringt die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung zum Feststellen und Anzeigen von anormal breiten QRS-Ko nipl exen innerhalb der EKG-Signale durch Messung der Zeitdauer der R-TCeIIe. Weiterhin wird durch die vorliegende Erfindung die Anzahl von anormal breiten QRS-Auftreten innerhalb einer gegebenen Zeitspanne bestimmt und Ausgangssignale zu einem entfernten Punkt, etwa einem automatischen EKG-Aufzeichnungsgerät, einer Reeimerschnittstelle, einer akustischen Alarmanlage oder dergleichen erzeugt.

Ferner bringt die vorliegende Erfindung Mittel zur Bestimmung und darauffolgenden Darstellung des Pegels entweder einer Erhebung oder Senkung des S-T-Segments bezüglich des vorhergehenden p-q-isoelektrischen Teiles jedes kardiographisehen EKG-Komplexes durch Vergleichen der Differenz zwischen dem elektrischen Potential zweier Teile der EKG-Signale. Bei der vorliegenden Erfindung wird auch bestimmt, ob der vorangehende p-q-isolektrische Teil von brauchbarer Qualität ist; andernfalls wird der Vergleich nicht durchgeführt.

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Die folgende Erfindung bringt auch Mittel zur Feststellung und darauffolgenden Darstellung der Anderungsgeschwindigkeit oder Steigung des S-T-Segments jedes EKG-Komplexes durch Vergleichen der Differenz zwischen dein elektrischen Potential zweier Abtastungen oder Ausschnitte aus jedem S-T-Segment. Außerdem wird hei der vorliegenden Srfiiicluiis die Foru des S-T-Segnentc jedes 3KG-Komplexcs durch Vergleichen des elektrischen Potentials dreier Ausschnitte oder Abtastungen aus jedem S-T-Segment bestimmt und anschließend dargestellt.

Lei der vorliegenden Erfindung wird auch das Produkt aus Spannung mal Zeit oder das Zeitintegral des S-T-Pegels für eine Darstellung und darauffolgende Analyse gerechnet, und zwar durch Vergleichen der Differenz im elektrischen Potential des isoelektrischen p-q-Teiles jedes EKG-Komplexes in Bezug auf einen verhältnismäßig langzeitigen Probewert (sample), z.B. für eine Zeit von 0,1 bis 0,2 Sekunden innerhalb des S-T-Teiles des Komplexes.

Die verschiedenen Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung ergeben sich deutlicher im einzelnen aus der nachfolgenden Beschreibung einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, insbesondere im Zusammenhang mit den Zeichnungen. Es zeigen:-

Fig. 1 ein Blockdiagramm eines elektrokardiographischen Systems, das eine Ausführungsform der Erfindung verkörpert,

Fig. 2 eine Reihe von Signalformen wie sie in verschiedenen Teilen des Blockdiagramms gemäß Fig. 1 für zwei unterschiedliche Arten von EEG-Komplexen auftreten,

Fig. 3 ein Blockdiagramm desjenigen Teiles des elektrokardiographischen Systems gemäß Fig. 1, das die Anwesenheit von breiten QRS-Komplexen in den EKG-Signalen feststellt und anzeigt,

Fig. h eine Reihe von Wellenformen wie sie in den verschiedenen Teilen des Blockdiagramms gemäß Fig. 3 bei zwei unterschiedlichen Arten von EKG-Komplexen auftreten,

Fig. 5 ein Blockdiagramm desjenigen Teiles des elektrokardiographischen Systems gemäß Fig. 1 zur Erzeugung und Abgabe von Zeit- und Zeitfolgesignalen zur Austastung (sampling) des S-T-Segments von EKG-Komplexen,

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Fig. 6 eine Reihe von Signal formen wie sie in verschiedenen Teiles des Blockdiagramms gemäß Fig. 5 auftreten,

Fig. 7 ein Blockdiagrainni des S-T-Scgizient-Ilechon- und "Darstellungstciles der vorliegenden Erfindung,

Fig. S ein Uloekdiagraium der p-q-Tastschaltung des S-T-Segment-Iiechncr- und Darstcllungsteils der vorliegenden Erfindung,

Fig. 9 eine Ileiiio von Signalformen, die in verschiedenen Teilen des Blockdiagramms gemäß Fig. S auftreten,

Fig„ 10 ein Funk ti ons diagramm einer Pcgcl-iSteigungSj-Form- und Integrierschaltung des S-T-Segnent-Iteehnci·- und Darstellungsteila der vorliegenden Erfindung,

Fig. 11 eine Heike von T/ellenfornieii, »'ic sie in dem Funktiousdiagraniin gciaäJC Fig. IC auftreten,

Fig. 12 ein 31ockdiagraiam des S-T-Segment-Datendarstcllungsteils des S-TrSegacnt-Hechner- und Barstellungsteils der vorliegenden Erfindung,

Fig. Yj eine Heine von Ye 11 en formen, v;ie sie im Blockdiagramn gemäß Fig. 12 auftreten, und

Fig. 14 eine Vorderansicht der Darstellungstafel dos Steuergerätesjin dem die verschiedenen Rechnerteile der Erfindung untergebracht sind.

Die Erfindung ist in einem elektrokardiographischen System 10 der Fig. 1 verkörpert, das einen QSS-Feststell- und Darstellungsteil 12, einen S-T-Segment-Hechner- und Darstellungsteil 1Ί und eine Takt- und Zeitfolgeschaltung 13 besitzt,, Die EKG-Signale können über mehrere brauchbare Vorrichtungen dem System zugeführt werden. Eine derartige Möglichkeit^ivie sie durch ö.on Block 11 dargestellt vird, besteht in der direkten Verbindung eines Elektrodenpaares mit der äußeren Oberfläche der Brust eines Patienten an den üblichen Leiterpositionen. Eine andere Möglichkeit, dargestellt durch den Block 17, besteht in der Verbindung zu einem geeigneten Ausgang eines Wiedergabesystems mit hoher Geschwindigkeit, bei dem Bandaufzeichnungen von EKG-KoBiplexen zuvor aufgezeichnet wurden, und entxvreder mit Echtzeit oder einem Vielfachen davon abgetastet werden,, Obwohl die verschiedenen Eigenschaften der EKG-Signale über einen weiten Bereich

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sich verändern können, wird eine gesunde Person im allgemeinen eine Signalform erzeugen, die gleich der klassischen Form ist, wie. sie auf der linken Seite des ersten Beispiels A der Fig. 2 gezeigt ist. Diese klassische Signal forin besitzt in der folgenden Reihenfolge eine P-Velle von positiver Polarität, einen QRS-Konplex bestehend aus einer negativen Q-VeIle, einen positiven It-VZcIIc und oilier negativen 3-Yelle, die durch ein sog. 3-T-Seginent von den QltS—Tüouiplex getrennt wird. Ej können noch verschiedene zusätzliche Sigiialausschläge in dem normalen SKG-Signal vorhanden sein, doch haben diese nur eine geringe Auswirkung auf den Betrieb der erfindungsgemäßen Vorrichtung und die vorliegende Beschreibung beschränkt sich deshalb auf Signalformen dieser allgemeinen Art. Us ist zu beachten, daß der QRS-Komplex bezüglich der Zeitachse gedehnt dargestellt ist,um eine deutlichere Veranschaulichung der Folge von Ereignissen zu gestatten.

In Ruhe treten die EKG-Signale typischerweise periodisch mit einer Frequenz in der Größenordnung zwischen 60 und SO Schlägen pro Minute auf. Unter anormalen oder Ilochleistungsbedingungen kann die Ilerzschlagrate sehr unregelmäßig sein und/oder bis über 200 Schläge pro Minute ansteigen. Die P-Velle ist normalerweise ein kleiner positiver Impuls, der dem Anfangs impuls entspricht, v/elcher den Beginn des Herzschlages steuert, der die sich ergebende Reflexausdehnung und Kontraktion hervorruft. Der P-WoIle folgt unmittelbar eine Periode von praktisch ruhender elektrischer Aktivität, die sich in einem EKG-Potential mit annähernder Null-Amplitude niederschlägt. Normalerweise hat diese Huhcpcriodc eine Dauer in der Größenordnung von O.O'i Sekunden und kann als ein isoelcktrisches Signal ausgenutzt werden, das als Bezugspunkt für die übrigen Teile oder Wellen des zu messenden EKG-Signals dient. Das isoelektrische Signal endet mit dem Beginn des QRS-Komplcxes, Der QRS-Komplex stellt eine Erregung dar, die die ventrikulare Kontraktion auslöst, die die tatsächliche Herzpuinptätigkeit erzeugt,, Der QRS-Komplex beginnt im allgemeinen mit einer Q-WeIIe als kleiner negativer Impuls,, Der Q-Welle folgt die R-Welle, die der am meisten verdächtige Teil des SKG-Signals ist. Die R-Welle besteht normalerweise aus einem positiven Impuls mit einer Amplitude,die größer ist als diejenige aller anderen Wellen des

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EKG-Signals. Normalerweise hat die R-!.^Telle das Aussehen einer Spitze mit einem scharfen Anstieg und einem scharfen Abfall und einer verhältnismäßig kurzen Dauer. Die maximale Dauer der R-TJOlIe ist normalerweise in der Größenordnung bis zu 0,08 Sekunden«, Bei gewissen Arten von Anormalitaten jedoch ergibt sich ein EKG-Signal, das gekennzeichnet, ist durch eine Verzerrung der R-TJcIIc oder des QIIS-Komplexes, wobei sich insbesondere ein Anstieg der Dauer der R-Wolle ergibt. Sine Anoriaalität , wie beispielsweise vorzeitige ventrikulare Schläge, die von einem oder mehreren ectopischen Zentren der Bepolarisierung in der !Herzkammer hervorgerufen werden, können die Zeitdauer der R-TCelle verlängern. Eine normale R-Iielle ist in Fig. 2 links im Beispiel A gezeigt, während in Fig. 2 rechts das EKG-Signal vom normalen Signal durch eine breite R-Yelle oder QRS-Komplex abweicht. Der QRS-Koniplex endet nach der R-Welle in eine S-Welle ein. Die S- ^eIIe ist ähnlich der Q-T-JeIIe, gewöhnlich ein kleiner negativer Impul s „

Außer dem QRS-Komplex folgt gewöhnlich eine T-Welle, die von der S-T7elle durch das S-T-Seginent getrennt ist. Das Potential des S-T-Segniciits ist normalerweise annähernd gleich dem Potential des isoelektrischen Teiles zwischen dem Ende der P-TCeIIe und dem Beginn der Q-WeIIe₉ Bei manchen Anormalitäten etwa Herz-Ischemia, wird der Pegel des S-T-Segments heruntergedrückt, d.h«, mehr negativ als der isoelektrische Teil. Andere Formen von Anormalitäten, die im allgemeinen ernster sind, beispielsweise ein Horzschaden infolge eines akuten myokardialen Infarkts können eine Erhöhung des S-T-Segments verursachen.

Die EKG-Komplexe, wie sie durch die Anordnung von Elektroden auf der Brust eines Patienten erzeugt werden (dargestellt durch . Block 11) werden über einen Verstärker 16 üblicher Bauart geleitet, der eine gleichförmige Verstärkung über eine annehmbare Bandbreite erzielt, und alle Bestandteile des EKG-Signals auf einen brauchbareren Pegel verstärkt. Das'Ausgangssignal des Verstärkers ist eine getreue Darstellung des EKG-Signals, jedoch mit erhöhter Amplitude, so daß es als Eingangssignal für die elektrokardiographische Einrichtung 10 brauchbar ist.

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Falls das Ausgangs signal eines l.^Tiedergabesystems mit hoher Geschwindigkeit "bei Verwendung von Magnethandaufzeichnuiigen oder ähnliche Vorrichtungen der Datenspeicherung, wie sie durch Block 17 dargestellt sind, als Quelle der SKG-Konplexe verwendet wird, erfolgt eine geeignete Verstärkung derselben normalerweise innerhalb des Yiedergabesystems. Die zeitabhängigen Schaltungen des Rechners · werden dann für die IIochgeschwindigkeits-Analyse entsprechend eingestellt. Ein Zwcipositionsschalter 15 wird dazu verwendet die gewünschte Quelle der EIIG-Koinplexe auszuwählen, die die in Pig, 2 in zwei Seispielen der Zeile Λ gezeigte Form haben können, Ss sei erwähnt, daß die EHG-Komplexe auf einer Sichtanzeige, etwa einem Oszillographen 7 oder einen Faserschreiber 9 dargestellt werden können, wobei ein zweiter Zeitgabeeingang zu den Siclitanzeigen von der Takt- und. Zcitfolgeschaltung 13 erfolgte

Das Eingangssignal Λ läuft zuerst durch ein HF-Filter 18, durch das ungewollte Stör- oder Geräuschsigriale in den angelegten SICG-Signal ausgefiltert werden, wie sie durch Elektrodenbewegung, Muskelspannung oder dergleichen entstehen. Das Filter 18 kann ein aktives 3C Πζ-Tiefpaßfilter sein zur Dämpfung von IIF-Geräuschsignalen und minimaler Verzerrung des EIIG-Signals.Das Ausgangs signal B des Filters 18 ist für die beiden Beispiele iü Zeile B der Fig. 2 angegeben, die den Beispielen der Zeile A entsprechen. Das Ausgangssignal des Filters 18 wii~d an den S-T-Segment-Hechner- und Darstellungsteil l^li sowie an einen Verstärker 19 ait automat is eher Verstärkungsregelung angelegt. Dieser kann von üblicher Bauart sein^ um eine Normalisierung des EICG-Komplexes zu bewirken, wodurch sich standardisierte QPJ3-Amplituden ergeben. Der Verstärkungsbereich des Verstärkers 19 ist cbrart eingestellt, daß er einen begrenzten Bereich überstreicht und annähernd eine konstante QRS-Ausgahgsspannung abgibt. Die automatische Verstärkungsregelung verhindert, daß zusätzliche Geräuschsignale als ein QRS-Eomplex erscheinen, wodurch die QS3-Feststeilung verbessert und Zeitgabefehler auf ein Minimum reduziert werden. Die Ansprechzeit des Verstärkers 19 ermöglicht eine Veränderung in der Verstärkung von einem QRS-Pegel zu einem anderen während mehrerer Sekunden oder QRS-Perioden. Das Ausgangssignal des

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Verstärkers IC besitzt eiiic 3i₀nalfor:::, clic vci-gloichbar ic; I ::n. t derjenigen in.Seile B eier Fig. 2 und vrird einer.: Diffcrcnziergliec'. 20 zugeführt. Das Ausgangs ;rignal ilej Bifferenzicrglicdcs 20 ist direkt proportional zur Ändcrungskejcliv.'iiidigkeit der hochfrequenten Bestandteile des Eingangs signals und besitzt eine Signal form, vrie sie für die "beiden Beispiele in Zeile C der Fig. 2 gezeigt ist. Das liiere Beispiel der Zeile C dor Fig. 2 entspricht einen normalen EKC-Signal, vrilircnd das rc elite Beispiel in Zeile C der Fig_e 2 ein SKG-Signal nit einer breiten Ti-Valle oder QHS-Kos:plos: darstellt. Das Ausgangs signal C vo;;: Diff crciizicrglicd 20 v.ird on den S-T-Seg::ient-Re eimer- und Dnrstellungstcil 1Ί iiiiC. cv. den Fest j tellungs- und Darotell-ungsteil 12 X;Ir einen "breiten QTlS-ICoEiples angelegt.

Der Festctcllungs- und Dcrstellungsteil 12 "bcstinuivt das Yorliandonsein "be?, tiro^ter Anomal i ta ten in den rerarbeiteten ΞΤίΟ-. BeispielüTreise i/ird die Sauer der Τί-Τ/clle oder des ^RS-s jacrlclicli Ul»cr das Noriaalc erhöht, voxin das Hci-z vorzeitige ventriliularc (Ila::r.uer)-Zusai:ii:;enzieliungeii durchläuft. Der reststell- und Darstellungsteil 12 T)OsItZt auch eine Schaltung zur Darstellung der Anzahl von uroitcn QTlS-roniplcxen über einer gev.'Uhlten normalen Anzahl bezogen auf eine Zeiteinlieit. Der Feststoll- und Darstollungsteil 12 liann avicli ein Ausgangs signal für ein entferntes Gerät abgeben. 2ine andere Funktion dieses Teils ist es»ein Ausgangssignal an die Takt- und Zeitfolgeschal tang 13 jedesmal dann abzugeben, wenn eine normale Ii-YeIIe in den verarbeiteten SKG-Signalen vorhanden ist. Der Teil 12 gibt auch ein Hechncranschaltsignal an den 5-T-Scgiueiit-Hccliner- und Darstcllungsteil Vi ab. Die Fig. 3 veranschaulicht ein 31oc3cdiagrairj:i des Teiles 12 und die Fig. h entsprechende Sigiialforinen in den verschiedenen Teilen der Schaltung nach Fig, 3. Der Eingang zuu: Toil 12 erfolgt durch zvroi Spannungsvcrgleichor 22 und 24. Jeder der beiden Spannung svergl ei eher 22 und 2-Ί ist direkt niijcloni Ausgang des Differenziergliedes 20 verbunden luid das jeden der Vergleicher ■ zugeführte SKG-Signal kann gleich den linken Beispiel in der Zeile C der Figo 2, oder h für ein normales EKG-Signal oder gleich dem rechten Beispiel der Zeile G der Fig. 2 oder h für einen breiten QHS-Eoiaplex sein.

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•Der Spaixaungsverglcicher 22 ist von üblicher Bauart und vergleicht den Eingangsspamiungspegel mit einer Bezugsspannung«, Der Vcrt eier Bezugssparuiuiig ist derart gewählt, ß.c.S die uurch die Anstiegskaiitc der E-T¹Jolic erzeugte differenzierte positive Spannung den Bezugspegel überschreitet. Andere positive Spannungen, die beispielsweise durch die P-Yelle, T-¹JeIIc etc. erzeugt werden, sind kl einer als die Bezugs spannung. In ähnlicher T'Jeise ist der Spanmmgsvergloicher 2!i von üblicher Bauart und besitzt einen Bczugsspannungspegel, der derart gewählt ist, daß die von der abfallenden Kante der It-T/ello in den SKG-Signal erzeugte negative Spannung den Bezugspegcl überschreitet, nicht jedoch andere negative Spannungen, wie sie beispielsweise durch die Q-Tfelle erzeugt werden. Die Bezugs spannung en für die Vergleicher 22 und 2Ί sind in Zeile C der Fig. Ί angegeben. Der Spnnnungsvcrgloicher 22 gibt einen positiven Impuls ab, wenn der Spannungspegel des lüngangssignals die Bczugcspannung überschreitet, wobei die Dauer cles Impulses gleich der Zeit ist, während der die Singangsspannung über den Bczugsspannungspegel liegt. Γ^s Ausgangssignal des Spruiiiiuigsvergleichcrs 22 i^t ein Inipulsj wie er in Zeile D in der Fig. Ί gezeigt ist, und wird gleichzeitig den ^onostabilen Kippstufen 2β und 2S zugeführt. Der Ausgangspcgcl dieser

monostabilon Kippstufen hängt ab von der Amplitude ihrer Eingangssignal e_e M^ru:ni das Potential des Eingangs signals über einen vorbestianten "crt ansteigt, daxui ändert die liionostabile Kippstufe ihren Zustand, so daii das Potential des Ausgangssignals hoch ist und für eine vorbestimate Zeit hoch bleibt. Beispielsweise crzaugl die monostabile Kippstufe 23 ein Ausgangssignal mit einer Dauer der Größenordnung von 200 Millisekunden. Das Ausgangssignal der monostabilen Eippstufe 26 wird einer aonostabilen Kippstufe jC zugeführt mit einer vorbestimmten Impulsdauer von annähernd 70 Millisekunden jedoch abhängig von der Beendigung des Impulses der Kippstufe 26, Das sich an der uionostabilen Kippstufe jC ergebende Ausgangssignal ist in Zeile G gezeigt. Dieses Ausgangssignal wird direkt an den Breit/ Normal-Feststeilteil 32 des digitalen Vcrgleichcrs Vi angekoppelt. Das Auo gangs signal der üionostubilen Kippstufe 28 ist ein Impuls gleichfdeiujeiligen der monostabilen Kippstufe 26, jedoch von längerer

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Dauer und ist beispielsweise in Teil I der Fig. Ί angegeben. Der Impuls von der r:oüc stabilen Kippstufe 22 wird de^i S-T-Scgmoirt-Hechiicr- und Darstellung?teil l-'i sowie de:a Dreit/liorxal-reststcllteil 32 zugefülirte

Das Eingangssignal genä£ Zeile C der Fig. h wird auch an den Spannungsvergleicher 2Ί angelegt. Dieser gibt einen positiven Impuls als Ausgangssignal aft, wenn die Spannung des Eingangssignals negativ und von einer größeren Amplitude als die vorgewählte Bezugs-• spannung ist. Das Ausgangssignal des Spannungsvergleichers bleibt solange bestehen, wie die Eiiigangsspannungsauiplitudö größer als der Bezugsspannungspegel ist. Demgemäß ergibt das Anlegen eines Signals, v.'ie es in den Beispielen in Zeile C gezeigt ist, Ausgangssignale wie sie die Beispiele in Zeile 2 der Fig_e ^;i angeben. Die Ausgangssignale werden "an ein liODiffcrenzierglied 3S angelegt, das aus einer *.^Ti&ei*- stands-Kondensatofschaltung besteht. Das Differenzierglied gibt einen Yerlaiüpfuiigsimpuls beim Übergang des Spumiuiigspotciitiuls an der Abfalll:antc des Signals gciiiäß Zeile E der Fig. h ab. Das Aus gangs signal des Difr.ercri.zioi'glioues 3S ist in Zeile H der Fig. 'i angegeben und wird deu Drelt/lCorraal-Foststcllteil 32 des Digitalvergleichers 3'jt zugeführt.

Der Breit/lTornial-Feststelltcil jh enthält parallel über Kreuz verbundene bistabile J-K Kippsehaltungen«, Eine der Kippschaltungen ändert ihren Zustand, also das Ausgangs signal J inicicr dann, wenn ein Impuls in dem Π-Signal empfangen wird und der niedrige Zustand bein G-Signal vorhanden ist. ^r,i±e in rechten Beispiel in Zeile J gezeigt wird, bleibt das J-Sigual hoch bis der Zustand des G-Signals> durch Potentialveränderung infolge des nächsten Impulses geändert wird. Da die Zeitfolge des Impulses beim II-Signal zusammenfällt mit dem Ende der R-!.^Telle in dem QRS-Komplex, erfolgt eine Verzögerung des Impulses im Π-Signal über die Dauer des Impulses in dem G-Signal nur wenn ein breiter QSS-Komplex in dem verarbeiteten EKG-Signal auftritt.

Ist das EKG-Signal normal, dann haben die G- und Π-Signale, die an den Digitalvergleicher 3'i angelegt werden, die Form des linken Beispiels der Zeilen G und II in Fig. ^;i. Kein Signal wird tirMtigt Ton

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der J-K-IIx pp schaltung, vie flics in linken Beispiel in Zeile J zu sehen χει, da eier H-Inpuls während des hohen Zustandet; des G-Signals auftritt. Deshalb zeigt ein Ausgangsimpuls des Digitalvergleichers j'i, wie es ira rechten Beispiel der Zeile J in Fig. h angegeben wird, das Auftreten eines breiten QPJS-Komplcxes in den verarbeiteten EKG-Sigiaalen auf.

Dns Ausgangs—J-Signal wird dazu verwendet eine Sicht- oder akustische Anzeige ΊΟ zu betätigen, urj eine sichtbare oder akustische Anzeige für jeden breiten QliS-Konples: in den verarbeiteten SKG-anzuzeigen, Dus J-Gignal wird auch an einen üblichen digitalen Auf/ Ab-Zähler Ί2 angelegt. Ein weiteres Eingangssignal zum Zähler 't2 koiiutnt von einen üblichen N-Eit pro Minute-Taktgeber kh über den eine gewünschte Frequenz der Tu-ktausgangssignale eingestellt werden kann. Das J-Signal schaltet den Zähler Ί2 aufwärts und das Taktsignal des Taktgebers ΊΊ schaltet den Zähler abwärts. Der Digitalzähler h2 gibt sonit ein Ausgangssignal ab, das die Anzahl von breiten

xcn. in den EKG—Signalen über eine bestimmte Dauer über der gewählten normalen Anzahl au», '*e sie in den Taktgeber '1*1 eingestellt wird. Die Ausgänge des Digitalzählers ^;i2 können in einem entfernten Hilfsgerät, beispielsweise einer akustischen Alarmanlage, einem automatischen EKG-Aufzeichmiiigsgerät, einem Rechner, einem Drucker etc. verwendet werden, oder beispielsweise einem Ausgangsindikator hj zugeführt werden, der direkt die Anzahl der breiten Q"3-Koraplexe über einer gewählten Xorrialzahl angibt. Der Eomplerientärausgang der J-K-Kippschaltung des Breit/Normal-Feststellteils "2 ist mit einen UND-Glied 36 verbunden, wobei sich ein hohes Ausgangssignal inaaer dann ergibt, wenn ein Impuls im Η-Signal empfangen wird und ein hoher Zustand für das G-Signal vorhanden ist. Das I-Signal der Kippschaltung 2S wird der J-K-Kippschaltung zugeführt, un diese vorzuspannen, so daS das hohe Ausgangssignal erhalten bleibt,solange das I-Signal auf hohem Potential ist. Falls ein EKG-Signal einen breiten QHS-Komplex enthält, werden die obigen Bedingungen nicht erfüllt, so daß die Kippschaltung keinen hohen Ausgangsimpuls an das UND-Glied 36 liefert. EJLIs ein EKG-Signal jedoch einen normalen QRS-Konplex enthält, dann ergeben sich die

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obigen Bedingungen und ein Ausgangs signal vergleichbar zu denjenigen gemäß dem linken Beispiel in Zeile TT wird erzeugt und an das UXD-Gliecl 36 des Digitalvergloichers Vi angelegt. T).:.3 UND-Glied 36 ist von üblicher 3a.uc.rt und sperrt den Durchgang aller Impulse, sofern nicht ein positiver Impuls gleichzeitig an beiden Eingängen des UND-Gliedes vorhanden ist. Hieraus folgt, daß ein positives Signal S von licchncr- und Darstellungsteil lh von sich aus und allein nicht durch das UND-Glied 36 laufen kann; das Gleiche gill für einen positiven Impuls von der Fes L st eil schaltung 32. T,^ren:i jedoch ein positiver Impuls von der. Feststellschaltung 32 während des Intervalls auftritt, vciiu das positive Ans ehalt signal S vorhanden ist, ergibt sich a;n Ausgang- des UITD-Glicdes Z^ ein Ausgaugssignal wie es in dem linken Seispiel in Zeile K der Fig_e h dargestellt ist. Das IC-Signal wird an die TaLt- und Zeit f einschaltung 13 angelegt, an das Vorhandensein eines 3KG~3ignals zurj Zeitpunkt des Beginns des Impulses Ir.: TI-Sign al anzuzeigen, dci- seitlich derart gelegt ist, da" or ::;it dcu Undo der R-Yelle zusa:xncnfällt. Tier Iupuls in deir; Ti-Signal kann auch zur Steuerung einer akustischen oder optischen Anzeige oder eines

anderen erlernen Gerätes dienen, uni die Feststellung eines normal breiten QRS-Xoniplexes anzuzeigen.

Die Takt- und Zeitfolgeschaltung I3 kann aus sechs monostabilcn Eippstufen -Ί5, ^;;S, 50, 52, ^h und 56 in. Reihenschaltung bestehen, wie dies Fig. 5 zeigt« Die Kippstufen ';5, 50 und 5-'t sind von üblicher Bauart, bei der ein Impuls einer vorbestimmten Länge abhängig vom Auftreten der Anstiegskcuite eines ankommenden Verknüpfungsimpulses erzeugt wird. Die irippstufcn Ί8, 52 und jG sind übliche Kippet*
stufen, bei denenvkurzer Impuls abhängig von der Abfallkante eines Eingangsimpulses■erzeugt \i±rC, Das K-Signal, wie es in dem QHS-ücchner und Du.rstelluugstcil 12 entwickelt wird, wird an die Kippstufe ^li6 augelegt, und erzeugt einen Aus gangs impuls, wie ei' in Zeile L der Fig. 6 dargestellt ist. Der Ausgang der Kippstufe 46 ist mit der Kippstufe ^;i8 verbunden, um ein Ausgangs signal zu erzeugen, wie es in Zeile M der Fig, 6 gezeigt ist; dieses Ausgangssignal wird an dem S-TTSegment-Rechen- und Darstellungsteil lh und die Kippstufe 50 angelegt. Diese Anordnung von Kippstufen wird noch zweimal wiederholt, so daß Signale von den Kippstufen 52 und 56 ebenfalls an den

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Teil l'i angelegt werden. Die Ausgangssignale eier Kippstufen Ί8, 52 bis 56 sind in den Zeilen M, C und Q der Fig. 6 angegeben. Auf diese "eise "crdeu Ta!:t- oder Zeitgabesignale an drei Punkten iiu 3-T-Scgncnt jedes SZG-Kouplexcs, der keine breite R-T;^r _ellc besitzt, in den S-T-Segineüt-P.cchner- und Larstellungsteil 1Ί eingeführt.

Die Dauer des S-T-Segments in den EKG-Eonplex ändert sich für die verschiedenen Personen und insbesondere ist sie verschieden abhängig von der Ilorzjolilagfrccjue^i;: o-td dex¹ physiologischen Arbcits-belajUmg, Dei:.: AasfUliriuigsbeispiel der Erfindung^ vie es in der vorliegenden Anmeldung beschrieben wird, findet die Tastung (sampling) des C-T-S egzicut es zu drei Zeitpunkten statt, die zeitlich nach EeeucUguiig der "-Vclle in jeden STrC-IIo^iplcx festgelegt sind. Insbesondere erfolgt eine Tastung zu den Punkten M, O und Q^iric dies in den Beispielen der Zeile AA der Fig. 11 angegeben v.'ird. Da sich die Charuktori.; Lilien des Q^G-IIou.plexes von Patient zu Patient lindern, treten die Tastungcxi nicht notwendigerweise in dera gleichen Teil des S-T-Geg^ciites auf. Da der exakte Crt der Tastpimlite in dem 3~T-Scgnoiit für den untei'suclicnden Arzt von Interesse sein kann, bringt die vorliegende Hrfindung die Ilöglichkcit ein AusgangSoignal zu erzeugoi^iuit dem eine sichtbare Aufzeichnung erfolgt, v.*o in jedem EKG-Konplcx die Tastung erfolgt.

Das die Tastpiuikte darstellende Ausgangs signal wird durch das Ausgangs signal von einen CDSIi-Glicd 57 dargestellt, dessen Hingänge mit den !I, 0 und Q Signalen genäß Fig. 6 beschickt v.orden. Dieses ODSn-Clied 57 ist ein übliches ODEIl-Glied, bei den das Ausgangssignal einen hohen Pegel annirj::t und auf diesen bleibt,solange hohes Potential zumindest an cineiu der drei Eingänge vorhanden ist. Das Ausgangssignal des CDSÜ-Gli·*·« 57, das sich aus den Hingangssigualcn M, 0 und Q ergibt, ist in Zeile MOQ der Fig. 6 angezeigt. Dieses MOQ-Sigiial markiert bei Anlegen an eine externe Vorrichtung, beispielsweise einen üblichen Oszillographen oder Elektrokardiographcn in Spur des dargestellten EKG-Komplexes die exakten Punkte,an denen die Tastung vorgenonmien wird.

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BAD ORiGiNAL

Der S-T-Ccgncnt-Üccluier- und larotellungstcil Vi bestirr.:t das Vorhandensein von erhöhten- oder ei-niedrigtcn 5-T-3og;2entcn in den verarbeiteten IZIG-Signalcn, jo'..ic die Steigung, Fo üa und dar. Zeitiutegrnl des S-T-3cg:::e::t3. Der Teil Vi enthält eine Schal tun* zur digitalen Darstellung der Pegel- oder Anplitudcneigenschaften des S-T-3cgnents. Zusätzlich besitzt der Teil 1Ί eine Schaltung zur digitalen Darstellung der Steigung und des Zeitintegral:s des D-T-Seg^onts und ::ur Anzeige der Fora des S-T-3cgncnts_e Der Teil 1Ί enthält analoge p-q-Tastschaltungen 57, Differenzverstärker SS, cnriloge Pegclr-Steigungs-Fora- und Integral schaltungen OC und einen S-TTScgiucnt-DcvteudarstellungsLoil ICS und ist in Dlockforn in Tig. angegeben. Ein Hingang zu der analogen p-q-Tastschaltung, die in Fig. S in: einzelnen gezeigt ist, »vird ^iit den Ausgangs signal des Differenziergliedes 2G der Fig. 1 beschickt. Das Ausgangssignal des Diffcrenzierglicdes 20 bcüitzt eine Signalfom genäß Zeile C der Fig. 1 und 9· Das C-Sigua! A;ird zu einera Sfcörsignaldctektor 5S geführt, der aus z;vei üblichen Gpaimungsverglcichern nit positiver und negative!· Bezugsspannung besteht. Das Ausgangs signal des Detektors 58 liegt auf niedrigen: Tegel, vcrni die /uaplitude des Singangssignals unter die Dczugsypannungspegcl fällt und ist auf hohen Tegel, venn die Amplitude des "ingangssignals entweder positiver als die positive Bezugsspannung oder negativer als die negative Bezugs spannung ist. Das Ausgangssignal voa Detektor 5S, iirie es-sich aus den Hingangs signal geraäß Zeile C der Fig. 9 ergibt ist ein Signal mit einer Signalforn gccäß Zeile H der Fig. 9. Die positive und negative Bczugsspaimung ist von gleicher Amplitude und stellt den maximalen Tegel für außerordentliche Signale dar, die bei der Hrütellung des p-q-isoelelrtrischcn Eezugspotentials noch brauchbar

•iad. Die außerordentlichen Signale bestehen vorliegend aus 60 Hz Interferenz signal en infolge Elektroden-Gleiclispannungs-Veränöerung und Signalen hervorgerufen durch Muskelspannungen des Patienten. Die Dezugsspannungen sind abhängig von denjenigen Systemparametern, ; ^T..^rie der EI^G-Signal-Verstärkungsfaktor, der genauen Ausführung des Störsignalfilters IS und des Differenziergliedes 20.

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Ein niedriger Signalpegel am Ausgang des Detektors 58 gibt an, daß der Wechselspannungsstörsignalpegel eines ankommenden EKG-Komplexes einen ausreichend niedrigen Pegel besitzt, so daß es als ein annehmbares isoelektrisches p-q-Bezugssignal zur Berechnung der beschriebenen verschiedenen S-T-Pegel verwendet werden kann» Umgekehrt stellt ein hoher Signalpegel am Ausgang des Detektors unbrauchbare hohe Signalpegel dar. Der Ausgang des Detektors 58 ist direkt mit einem Eingang eines UND-Gliedes 60 und indirekt über eine RC-Verzögerung 59 und eine mehrfach tastbare monostabile Kippstufe 6l mit dem zweiten Eingang des UND-Gliedes 60 gekoppelt»

Das UND-Glied 60 ist von üblicher Bauart und verhindert den Durchlauf positiver Impulse bis gleichzeitig positive Impulse an allen drei Eingängen vorhanden sind.

Die RC-Verzögerung 59 bewirkt eine Verzögerung derart, daß ein Wechsel in dem Ausgangspotential R des Detektors 58 am Eingang der monostabilen Kippstufe (RMV) 61 nicht vor einer bestimmten Zeit ( in der Größenordnung von 1 Mikrosekunde bis 1 Millisekunde) nachdem er am UND-Glied 60 auftritt. Die retriggerbare monostabile Kippstufe 61 kann von üblicher Bauart sein und derart arbeiten, daß bei hohem Zustand des Signals R (entsprechend unannehmbaren Weehselspannungssignalpegeln) der Ausgang R von RMV auf niedrigen Pegel geht und für eine feste Zeit typischerweise in der Größenordnung von 30 Millisekunden nach dem Rückgang des Signals R auf seinen niedrigen Pegel auf dem niedrigen Wert bleibt.

H chfrequenzänderungen im Signal R mit Halbperioden kleiner als

i 30 Millisekunden erscheinen im Signal R als einziger Impuls, der mit dem ersten Übergang im Signal R auf den hohen Pegel beginnt und 30 Millisekunden nach dem letzten Übergang auf einen niedrigen Pegel endet.

Der dritte Eingang des UND-Gliedes 60 ist mit dem I Signal belegt, welches von dem I-Signal abgeleitet wird, das im Teil 12 der Figo 3 erzeugt wird. Der Impuls im I-Signal wird durch Ansteigen des Potentials der R-Welle in dem EKG-Komplex ausgelöst. Das I-Signal erzeugt einen Impuls von voreingestellter Dauer, damit es auf hohem Pegel bis nach der Vervollständigung des letzten Tastpunktes Q bleibt.

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Das I-Signal wird an einen Inverter 62 angelegt, an dessen Ausgang ein hohes Potential auftritt, wenn das Eingangspotential niedrig ist und umgekehrt. Das Ausgangssignal des Inverters 62 besitzt eine Signalform gemäß der Linie I der Fig. 9

In dem Augenblick, in dem das Signal I hoch ist und die Kippstufe RMV 6l in nichtgetastetem Zustand sich befindet, d.h. wenn R hoch ist und das Signal R vom niedrigen auf den hohen Signalpegel übergeht, tritt ein augenblicklicher Hochspannungsimpuls am Ausgang S des UND-Gliedes 60 auf. Der Impuls S wird bestimmt durch die RC-Verzögerung 59, da nach der Verzögerungsperiode von 1 bis 1000 Mikrosekunden der Ausgang der Kippstufe 61 auf niedrigen Pegel übergeht und die drei Eingänge zum UND-Glied 60 nicht langer gleichzeitig auf hohen Pegeln sind.

Eine monostabile Kippschaltung 63 erzeugt an ihrem Ausgang S einen positiven Spannungsimpuls bei Empfang des augenblicklichen Impulses S an ihrem Eingänge Die Dauer des S Impulses ist typischerweise in der Größenordnung von 25 Millisekunden und hat eine ausreichende Dauer derart, daß bei der Feststellung eines normalen QRS-Komplexes nach einer Reihe von Vorfällen, die eine Erzeugung eines S-Impulses bewirkten, die Signale I und S gleichzeitig für einen Teil der S -Impulsperiode auf hohem Pegel sind.

Eine bistabile Kippschaltung (f/F) 67 ist von üblicher Bauart, bei der der Ausgang S immer dann niedrig ist, wenn der in diesem Falle mit dem Signal I beschickte Rückstelleingang niedrig ist und in den hohen Zustand nur dann übergeht, wenn das Signal I hoch ist, wenn ihr Einstelleingang,in diesem Falle das S -Signal, hoch ist. Ist sie in den hohen Zustand gesetzt, dann bleibt der Ausgang S solange auf hohem Pegel bis das Signal I in seinen niedrigen Zustand zurückkehrt.

Das Signal S wird an den QRS-Feststell- und Darstellungsteil 12 und an ein ODER-Glied 65 angelegt.

Dieses ist von üblicher Bauart und sein Ausgangssignal T ist auf niedrigem Pegel, wenn seine beiden Eingänge niedrig sind, und es nimmt den hohen Pegel immer dann an, wenn entweder einer oder beide Eingänge auf hohem Potential liegen,, Das sich ergebende

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Ausgangssignal des ODER-Gliedes 65 ist in Zeile T in Fig. 9 gezeigt, und wird einem Inverter 69 zugeführt. Dieser ist eine übliche Vorrichtung, die ein hohes Potential an ihrem Ausgang abgibt, wenn das Eingangssignal niedrig ist und umgekehrt.

Das sich ergebende Ausgangssignal des Inverters 69 wird einem mit einem Gatter versehenen Taktgeber 6h zugeführt und besitzt eine Signalform wie sie in der Zeile T der Fig. 9 angegeben ist_o Der Taktgeber 6h ist von üblicher Bauart, wobei eine feste Taktfrequenz eingestellt wird für die gewünschte p-q-Tastgeschwindigkeit (typischerweise in der Größenordnung von 10 bis 15 Millisekunden) und wobei ein Ausgangssignal aus positiven Impulsen bei dieser vorbestimmten Tastgeschwindigkeit immer dann erzeugt wird, wenn das Potential des Eingangssignals hoch ist. Das sich ergebende Ausgangssignal des Taktgebers 6h ist ein Signal mit der Signalform in Zeile U der Fig. U ist eine Signalform des U-Signals, die der Anschaulichkeit halber mit einem gedehnten Zeitmaßstab dargestellt ist.

Das U-Signal wird einer monostabilen Kippstufe 66 zugeführt, die einen positiven Ausgangsimpuls mit vorbestimmter Breite immer dann abgibt, wenn eine Anstiegskante eines U-Impulses auftritt. Die Signalform des Ausgangssignals der monostabilen Kippstufe 66 ist in Zeile V der Fig. 9 angegeben. Da die positiven Impulse in dem V-Signal schließlich zur Tastung der Sampling-Schalter verwendet werden, ist die Dauer der positiven Impulse derart gewählt, daß eine Austastung (sample) von kurzer Dauer zu Beginn jeder Tastperiode erzeugt wird, um die Anzahl der Sampling-Schalter zu reduzieren, die erforderlich sind,um eine brauchbare Genauigkeit in der Messung des isoelektrischen Potentials zu erreichen.

Das Ausgangssignal der monostabilen Kippstufe 66 wird einer bistabilen Kippschaltung 68 sowie UND-Gliedern 70 und 72 zugeführt. Die bistabile Kippschaltung 68 ist von üblicher Bauart mit zwei Ausgangssignalen mit entgegengesetztem Verknüpfungszustand. Die bistabile Kippschaltung 68 ändert ihren Zustand beim Auftreten der Anstiegskante der Impulse in dem V-Signalj, wodurch die zwei Ausgangssignale ¥ und X in den Zeilen W und X der Pig. 9 erzeug^werden_e Das W-Signal wird an den Eingang des UND-Gliedes 70 und an einen Schalter lh an-

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gelegt und dient als Steuersignal zum Schließen des Schalters 74. In ähnlicher Weise wird das X-Signal an das UND-Glied 72 und einen Schalter 76 angelegt und dient als Steuersignal zum Schließen des Schalters 76.

Das V-Signal von der Kippstufe 66 und das W-Signal von der bistabilen Kippstufe 68 werden an das UND-Glied 70 von üblicher Bauweise angelegt. Ein hohes Ausgangssignal ergibt sich an diesem UND-Glied 70, wenn beide Eingänge hoch sind; das Ausgangssignal besitzt eine Signalform wie sie in der Zeile Y der Fig. 9 dargestellt ist. Das Y-Signal wird an einen Schalter 78 angelegt und dient als Steuersignal zum Schließen dieses Schalters. Das V-Signal und das X-Signal werden dem UND-Glied 72 zugeführt, um ein Ausgangssignal Z mit einer Signalform gemäß Zeile Z der Fig. 9 zu erzeugen«, Dieses Ausgangssignal dient als Steuersignal zum Schließen eines Schalters 80_o Aus Fig_o 9 zeigt sich, daß die Y- und Z-Signale Impulse mit der halben Taktfrequenz der V-Impulse entfalten, und daß diese abwechselnd in Intervallen gleicher Größe auftreten.

Die Schalter 78 und 80 können übliche IC-Analogschalter sein, wobei jeder Schalter ein Eingangssignal B empfängt, das der analogen Ausgangsspannung des HF-Störsignalfilters 18 der Fig. 1 ist. Das Ausgangssignal des Schalters 78 liegt über einem Kondensator 82 und das Ausgangssignal des Schalters 80 über einem Kondensator 84. Die Schalter 78 und 80 sind geschlossen, wenn die Steuerimpulse hoch sind, so daß das Potential des isoelektrischen Teiles des EKG-Komplexes periodisch getastet und in den Kondensatoren 82 und 84 gespeichert wird.

Das Ausgangssignal des Kondensators 82 liegt am Schalter und das Ausgangssignal des Kondensators 84 am Schalter 74. Die Ausgänge der Schalter 76 und 74 sind miteinander verbunden und an eine analoge Pufferstufe 86 angelegt. Die Schalter 76 und 74 können von üblicher IC-Analogbauweise sein und werden abwechselnd gesteuert um eine abwechselnde Übertragung von Daten in die Analogpufferstufe 86 zu bewirken. Die Schaltzeiten der Schalter 76 und 74 sind derart, daß die beiden Schalter nicht gleichzeitig geschlossen sind, da sonst Ladungsfehler zwischen den Kondensatorspannungen auftreten könnten.

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Auch gewährleistet diese Schalteranordnung, daß das an die Pufferstufe 86 angelegte Sample von dem letzten zumindest um ein Sample entfernt ist. Dies kommt daher, aafi' q-Welle in einen EKG-Komplex die Beendigung der Taktimpulse in dem Ü-Signal bewirkt und die Tastsignale ¥ und X für die Schalter 76 und "lh von dem U-Signal abgeleitet werden» Diese Tastanordnung bringt im allgemeinen einen Pegel mit einer annehmbaren Genauigkeit in der Messung des isoelektrischen Potentials in dem EKG-Komplex. Die Zwei-Schalteranordnung für die Tastung und die Ausgabe von Daten ist jedoch nur als Beispiel anzusehen und zusätzliche Schalter können zur Erzielung einer größeren Genauigkeit bei der Messung des isoelektrischen Potentials auf Wunsch hinzugefügt werden.

Aus dem Vorhergehenden ergibt sich, daß der Aufbau der analogen P-Q-Tastschaltung es ermöglicht zu bestimmen, ob ein isoelektrischer p-q-Bezugswert von brauchbarer Qualität vorhanden ist und,wenn dies nicht der Fall ist,zu verhindern, daß die verschiedenen S-T-Daten für diesen EKG-Komplex verrechnet werden. Dies reduziert in hohem Maße die Warscheinlichkeit von Meßfehlern und erhöht die Qualität der Daten. Die Unterdrückung der S-T-Berechnung wird dadurch erreicht, daß die nachstehende Folge von Vorgängen, die die EKG-Eingangssignaleigenschaften betreffen, wie sie durch die Signalformen der Fig. 9 wieder gegeben sind« auftreten.

a_e Annähernd die letzten 30 Millisekunden des P-Q-Intervalls,das den isoelektrischen p-q-Bezugswert darstellt»muß praktisch frei von 60 Hz Interferenzsignalen, Elektrodengleichspannungsstörsignalen und Signalen infolge übermäßiger Muskelspannung des Patienten sein.

b. Die Auslösung des S -Signals erfolgt normalerweise durch die Feststellung der Q-Welle oder, falls diese nicht in genügender Größe vorhanden ist, durch die Basis der R-Vftlle.

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Ein übermäßiges Störsignal am Ende des P-Q-Intervalls kann eine Auslösung des S -Signals bewirken. Da die B-Welle innerhalb 25 Millisekunden festgestellt werden muß, bleibt der gespeicherte Abtastwert, der noch diskutiert wird, immer noch innerhalb des P-Q-Intervalls, das normalerweise langer als kO Millisekunden isto Sollte ein Störsignalpegel früher auftreten, dann werden die 25 Millisekunden überschritten und die zuvor beschriebenen und anhand der Fig. 5 und 6 erläuterten S-T-Samplingfolgen werden nicht eingeleitet.

Die Pufferstufe 86 ist von üblicher Bauweise mit einer sehr hohen Eingangsinpedanz und einem sehr niedrigen Eingangsvorspannstronijum Ladungsfehler der Kondensatoren 82 und 8k zu vermeiden. Der Ausgang der Pufferstufe 86 ist an einen Differenzverstärker 88 gelegt, der auch als Eingangssignal das B-Signal mit der EKG-Signalform gemäß Zeile B der Fig. 2 empfängt. Der Differenzverstärker 88 ist von üblicher Bauart, wobei das Ausgangssignal die Eingangswellenform des EKG-Komplexes,jedoch versetzt um den Spannungspegel des Potentials des GleichspannungsVorspannsignals von der Pufferstufe 86 enthält,. Die Signalform des Signals AA ist in Zeile AA der

Fig. 11 angegeben. Nimmt man an, daß ein Signal B in den Verstärker 88 gelangt, wobei das p-q-Segment des EKG-Komplexes ein Potential gemäß der Zeile B der Fig. 11 besitzt, und wobei dieses positive Potential gemessen und an den anderen Eingang des Verstärkers 88 von der Pufferstufe 86 aus igelegt wird, dann versetzt der Differenzialverstärker 88 die B-Signalform um dieses positive Signal, wobei eine Signalform erzeugt wird, wie sie in der Zeile AA der Fig. 11 angegeben ist, wobei der p-q-Teil des EKG-Komplexes null Potential besitzt,, Der Differenzverstärker 88 kann auch eine Verstärkung hervorrufen,um eine gewünschte Größenveränderung der analogen Ausgangssignale zu erzielen, wodurch eie& die sich anschließenden Sample- und Halteschaltungen vereinfacht werden. Das Ausgangssignal AA vom Differenzverstärker 88 wird der analogen Pegel-tSteigungs-, Form- und Integral-Berechnungsschaltung 90 gemäß Fig. 10 zugeführt.

In der Schaltung 90 wird das Signal AA an Schalter 92, 9*t und 96 , sowie an den Integrationsverstärker 200 angelegt. Die Schal-

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ter 92, 94, 96 und 202 können übliche IC-Analogschalter sein, wie sie zuvor beschrieben wurden, wobei der Schalter durch einen positiven Impulspegel in einem digitalen Steuersignal geschlossen wird. Der Schalter 92 schließt für die Dauer jedes M-Impulses gemäß Fig.6. Ein Kondensator 100 wird über einen Widerstand 98 geladen, wobei die Kombination der Werte für den Widerstand 98 und den Kondensator 100 derart gewählt wird, daß die Spannung am Verbindungspunkt zwischen dem Widerstand 98 und dem Kondensator 100 direkt in Beziehung steht zu dem exponentiellen Durchschnitt des S-T-Potentialpegels für eine vorgewählte Anzahl von Herzschlägen zum M-Zeitpunkt gemäß der Signalform AA in Fig. 11. Die Spannung am Kondensator 100 wird einer Pufferstufe 102 zugeführt, die von üblicher analoger Bauart sein kann mit einer hohen Eingangsisolation, um die Aufladung des Kondensators 100 zu vermeiden. Der Ausgang der Pufferstufe 102 ist mit jeweils einem Eingang von Differenzverstärkern 104 und IO6, sowie mit einem S-T-Segment-Datendarstellungsteil 108 verbunden. Es ist zu beachten, daß die Technik der Mittelwertsbildung von Analogdaten, wie sie hier beschrieben wird, infolge ihrer Einfachheit für viele Anwendungsfälle ausreichend sein wird, daß jedoch auch andere Formen der Mittelwertsbildung, etwa Zeitmittelswertbildung für andere Anwendungsfälle erforderlich sein kann»

Das Signal AA wird an den Schalter 94 gelegt, der durch das Impulssignal 0 gesteuert wird. Der Ausgang des Schalters 94 ist mit einer Mittelwertbildungsschaltung, bestehend aus dem Widerstand 110, einem Kondensator 112 und einer Pufferstufe 114, verbunden, die in einer Weise arbeitet, die identisch ist mit derjenigen der oben beschriebenen Mittelwertbildungsschaltung. Das S-T-Segment des EKG-Komplexes, das in dem Signal AA enthalten ist, wird zu demjenigen Zeitpunkt abgetastet, der dem Punkt 0 in der Zeile AA der Fig«, 11 entspricht, wobei das Potential dieses Punnktes für eine Mittelwertbildung über die gleiche vorgewählte Anzahl von Herzschlägen verwendet wird. Die abgetastete Spannung, die am Kondensator 112 anliegt, wird der Pufferstufe 114 zugeführt. Das Ausgangssignal derselben wird an den zweiten Eingang des Differenzverstärkers 104, sowie an einen Eingang eines Differenzverstärkers II6 angelegt.

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Eine dritte Abtastung (sampling) des S-T-Segments in jedem EKG-Komplex wird zu demjenigen Zeitpunkt ausgeführt, der mit Q in der Signalform der Zeile AA der Fig. 11 identifiziert wird. Die dritte Tastung wird dadurch erzielt, daß das Signal AA dem Schalter 96 zugeführt wird, der das Signal Q als Stei ersignal verwendet. Der Ausgang des Schalters 96 ist mit einer Mittelwertbildungsschaltung, bestehend aus einem Widerstand 118, einem Kondensator 120 und einer Pufferstufe 122, verbunden, wobei diese Schaltung praktisch identisch mit den zuvor beschriebenen ist. Der Ausgang der Pufferstufe 122 wird an die Differenzverstärker IO6 und II6 angelegt.

Das Ausgangssignal AB der Pufferstufe 102, das dem Potential im S-T-Segment des EKG-Komplexes, gemessen zum Zeitpunkt M, entspricht, kann als Ausgangssignal zu einer externen Vorrichtung verwendet werden, und kann außerdem an den S-T-Segment-Datendarstellungsteil 108 angelegt werden. Dieser Teil 108 verarbeitet das Analogsignal AB zu einer digitalen Anzeige der Erniedrigung oder Erhöhung des S-T-Pegels an oder kurz nach der Nahtstelle zwischen der S- und T-Welle, die J-Punkt genannt wird und in Zeile A der Fig. 11 angegeben ist. Das Potential zum Zeitpunkt M wird auch dem invertierenden Eingang des Differenzverstärkers IO6 zugeführt. Das Ausgangssignal der Pufferstufe 122, welches dem Meßwert des Potentials des S-T-Segments des EKG-Komplexes zum Zeitpunkt Q ist, wird aa dem nichtinvertierenden Eingang des Differenzverstärkers IO6 zugeführt. Der Differenzverstärker 106 kann von üblicher Bauart sein mit einer Ausgangsspannung AC, die repräsentativ ist für die Spannungsdifferenz zwischen den beiden EingangsSignalen. Das Ausgangssignal AC vom Verstärker 106 ist somit ein Maß für die Differenz in den Potentialpunkten M und Q in dem S-T-Segment des EKG-Komplexes, Das Ausgangssignal AC kann auch einer externen Vorrichtung, sowie dem S-T-Segment-Datendarstellungsteil 108 zugeführt werden. Dieser verarbeitet das analoge Signal AC zu einer digitalen Anzeige der Steigung zwischen den beiden Punkten bzw. der Änderungsgeschwindigkeit des S-T-Segments.

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Die allgemeine Form des S-T-Segments kann durch Berück sichtigung von mindestens drei Punkten innerhalb des Segments gemessen werden. Die Steigung jeder in Fig. 15 gezeigten Linie ergibt sich wie folgt:-

= ^VO - ^VM

γ _
¹O

M₂= X_Q -X₀ » V_Q -

Y — Y
¹Q - 0

~2_ Punkt 0 Linie M

Die Form des Segments kann dann definiert werden als Differenz der Steigungen der zwei Linieni-

Form =: C =

= ^VQ " ^VO

- ^VO - ^VM

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Werden die Intervalle t~-t₂ und t^-t. identisch und gleich eins gemacht, so ergibt sich C a V₀ + V_M - 2V_ft. Wenn somit die beiden Steigungen gleich sind, dann ist C gleich null_o Befindet sich der Punkt O unterhalb der die Punkte Q und M schneidenden Linie, dann ist die Form positiv oder konkav. Liegt der Punkt O oberhalb der die Punkte M und Q durchlaufenden Linien, dann ist die Form negativ oder konvex. Die Form des S-T-Segments ist von wesentlicher Bedeutung für manche Prüfer, insbesondere während Übungsprüfungen. Beispielsweise wird ein EKG-Komplex eines Patienten oft als pathologisch angesehen, wenn die Form konvex oder möglicherweise sogar null ist, und zwar beim Vorhandensein einer S-T-P«gel-Erniedrigung 2 mm oder größer₀

Die Eingangssignale zum Differenzverstärker 104 sind das Potential des S-T-Segments am Punkt M an dem invertierenden Eingang und das Potential des S-T-Segments am Punkt 0 am nichtinvertierenden Eingang. Das Ausgangssignal des Verstärkers 104 ist die Spannungsdifferenz zwischen der Spannung an den Punkten M und 0. Das Ausgangssignal des Verstärkers 104 wird an den invertierenden Eingang eines üblichen Differenzverstärkers 124 angelegt. Der zweite Eingang des Verstärkers 124 ist der nichtinvertierende Eingang und erhält ein Signal, das entspricht der Spannungsdifferenz zwischen den Spannungen an den Punkten 0 und Q. Das zweite Eingangssignal wird vom Ausgang des üblichen Differenzverstärkers 116 geliefert. Das Ausgangssignal AD vom Verstärker 124 ist die Differenz der Spannungen der beiden Eingangssignale und wird an den S-T-Segment-Datendarstellungsteil 108 angelegt. Dieser verarbeitet das Analogsignal AD zu einer Formanzeige für das S-T-Segmentj wie sie' zuvor beschrieben wurde. Zusätzlich kann das AD Signal als Eingang für ein externes Gerät verwendet werden.

Die vorliegende Erfindung verarbeitet das EKG-Signal auch durch Integration der S-T-Segment-Spannung in bezug auf die Zeit. Dies wird veranschaulicht durch den schraffierten Teil der Signalform der Zeile AA der Fig. 11. Diese Integrationstechnik kann in Verbindung mit allen oder einigen Datenverarbeitungstechniken, wie

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sie zuvor beschrieben wurden verwendet werden, um eine zusätzliche Hilfe für den Arzt bei seiner Diagnose zu geben.

Ein Verstärker 200, ein Widerstand 202 und ein Kondensator 204 gemäß Pig. 10 bilden die Grundelemente für einen Integrationsverstärker üblicher Bauart, der das Zeitintegral der analogen Eingangsspannung AA berechnen kann. Die Integrationsschaltung enthält auch einen analogen Schalter 206, der von einer bistabilen Kippschaltung 208 normalerweise geschlossen gehalten wird. Der Schalter 206 entlädt deshalb normalerweise den Kondensator 204, was bewirkt, daß die Ausgangsspannung des Verstärkers 200 auf null Volt geht. Das Impulssignal M wird an den Eingang der bistabilen Kippschaltung 208 gelegt, so daß beim Auftreten von Impulsen in dem M-Signal die bistabile Kippschaltung 208 ihren Zustand ändert und die Kontakte des Schalters 206 öffnet, wodurch der Integrationsverstärker das Zeitintegral des Eingangssignals AA zu berechnen beginnt. Beim Auftreten von Impulsen in dem Q-Signal schließt sich der normalerweise geöffnete Schalter 210 für die Dauer des Impulses und die Spannung am Ausgang der Integrierschaltung wird abgetastet und der Mittelwert gebildet, und zwar unter Verwendung eines Widerstandes 212 und eines Kondensators 214 mit einer Mittelwertsbildungszeitkonstanten, die im wesentlichen identisch zu derjenigen ist, die bei der Verarbeitung des Signals AB verwendet wurde. Die Spannung am Kondensator 214 wird dem Pufferverstärker 216 zugeführt und das sich ergebende Signal BA ist eine Analogspannung, die proportional ist zu dem berechneten Mittelwert des Integrals der S-T-Segment-Spannung, berechnet zwischen den Punkten M und Q. Das ΒΑ-Signal wird als Eingangssignal für den S-T-Segment-Datendarstellungsteil 108 verwendet, der es zu einer digitalen Anzeige des Zeitintegrals des S-T-Segments verarbeitet» Wie bei den früheren Analogausgangssignalen, die in der Vorrichtung gemäß Fig. 10 entstehen, kann auch das BA-Signal als Eingangssignal für ein externes Gerät verwendet werden.

Wie zuvor angegeben, kann die analoge Pegel-^Steigungs^Form- und Integral-Berechnungsschaltung 90 vier Analogsignale an eine

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geeignete externe Quelle, etwa einen Papierschreiber abgehen« Da erkenntlich ist, daß andere Arten von Analysen für andere Anwendungsfälle wünschenswert sein können, können diese Analogsignale mit einem üblichen Papierschreiber oder anderen geeigneten Vorrichtungen zur dauerhaften Aufzeichnung von Trendkurven oder anderen Aufzeichnungen dienen»

Der S-T-Segment-Datendarstellungsteil 108 ist in Fig. gezeigt und empfängt die Analogsignale AB, AC, AD und BA. Zusätzlich werden die Eingangssignale M, Q, F und S gemäß den Signalformen der Fig. 13 zugeführt. Das Signal S wird an eine monostabile Kippschaltung 145 angelegt, die ein hohes Ausgangssignal für ein vorbestimmtes Zeitintervall abhängig von der Abfallkante des S-T-Segmentabtast-Einschaltsignals S erzeugt. Das Ausgangssignal S ist in Fig. 13 gezeigt und wird an den einen Eingang eines ODER-Gliedes 146 angelegt; die anderen Eingänge dieses ODER-Gliedes sind die zuvor gemäß Fig. 5 erzeugten Signale M und Q₀ Das ODER-Glied 146 läßt alle Impulse mit hohem Potential durch, die als Eingangssignale angelegt sind. Ein Ausgangssignal AG mit einer Signalform gemäß Fig. 13 entsteht am Ausgang des ODER-Gliedes 146. Dieses Signal wird an Dekadenzähler 164 und 166 angelegt, und dient zur Rückstellung dieser Zähler. Das AG-Signal wird auch an einen Inverter 148, einen Sägezahn- oder Rampengenerator 150 und an eine Schieberegister 126 angelegt.

Das Schieberegister 126 ist von üblicher Bauart, wobei eine serielle Eingabe in parallele Ausgänge transformiert wird. In rückgestellter Stellung des Registers 126 sind alle Ausgänge auf niedrigem Pegel. Beim Empfang eines ersten Steuerimpulses entsteht in der ersten Position des Registers ein hohes Ausgangssignal, während die anderen Ausgangssignale niedrig bleiben. Ein zweiter Steuerimpuls bewirkt, daß das hohe Ausgangssignal in die zweite Position verschoben wird. Ein dritter Steuerimpuls schiebt das hohe Ausgangssignal in die dritte Position,, Schließlich stellt ein Rückstellimpuls/alle Registerelemente in die niedrige Stellung. Die Einführung des AG-Signals gemäß Fig„ 13 als Steuersignal bewirkt parallele Ausgangssignale mit den Signalformen, wie sie in

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den Zeilen AE¹, AE² und AE⁵ in Fig. 13 dargestellt sind. Das F-Signal gemäß Fig. 13 stellt das Register zurück. Das erste der parallelen Ausgangssignale, nämlich Signal AE wird als Steuersignal für einen Schalter 132 verwendet, und auch an einen Eingang eines UND-Gliedes 136 angelegt«, Das zweite der parallen Aus-

gangssignale, nämlich Signal AE wird als Steuersignal für einen Schalter 134 verwendet, und auch als ein Eingangssignal für ein UND-Glied 137 verwendet. Das letzte der drei parallelen Ausgangssignale des Schieberegisters, nämlich Signal AE^ wird als ein Steuersignal für einen Schalter 135 und als ein Eingangssignal für ein UND-Glied 139 verwendet.

Der Schalter 132 hat als Eingangssignal das AB-Signal, das die Erhöhung oder Erniedrigung in dem S-T-Segment darstellt. Der Schalter 134 erhält als Eingangssignal das AC-Signal, das die Steigung des S-T-Segments darstellt, und der Schalter 135 empfängt als Eingangssignal das ΒΑ-Signal, das das Zeitintegral des S-T-Segmentes repräsentiert. Die Schalter 132, 134 und 135 sind übliche IC-Analogschalter, die sich nur dann schließen, wenn das Potential ihrer Steuersignale hoch ist. In der Anordnung gemäß Fig. 12 können keine zwei Schalter gleichzeitig geschlossen sein. Die Ausgänge der Schalter 132, 134 und 135 sind miteinander verbunden und bilden ein Ausgangssignal AF, welches in Reihe Spannungen enthält, die den S-T-Segment-Pegel, die S-T-Segment-Steigung und das Zeitintegral des S-T-Segments darstellen* Das AF-Signal wird an Vergleicher und 140, sowie an einen Analoginverter 142 angelegt. Der Ausgang des Inverters 142 ist mit einem Vergleicher 144 verbunden.

Das AG-Signal wird als Eingangssignal für den Sägezahngenerator 150 verwendet, dessen Ausgangssignal als zweites Eingangssignal für die Vergleicher 140 und 144 dient. Der Sägezahngenerator 150 ist von üblicher Bauart, bei dem das Ausgangssignal abhängig von dem Anstieg eines Eingangssignals den niedrigen Pegel annimmt und diesen für die Dauer des Impulses beibehält, und dann eine analoge Ausgangsspannung abgibt, die linear mit der Zeit mit einer vorbestimmten Geschwindigkeit ansteigt, bis die Sättigung der Schaltung erreicht ist. Das Anlegen des AG-Signals an den Sägezahngenerator 150 bewirkt ein Ausgangssignal AH mit einer Signalform wie sie

in Fig. 13 gezeigt ist.

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Das AH-Signal wird als Bezugseingangsspannung an den Vergleicher 140 für positive Spannung angelegt, ebenso an den Vergleicher 144 für negative Spannungen als Bezugseingangsspannung. Beide Vergleicher 140 und 144 können von üblicher Bauart sein, hei der das Ausgangssignal des Vergleichers auf hohem Pegel ist, wenn die Dateneingangsspannung die Bezugseingangsspannung überschreitet. Das Ausgangssignal des Vergleichers 140 und das Ausgangssignal des Vergleichers 144 werden an ein ODER-Glied 152 üblicher Bauart gelegt, das alle Impulse hohen Potentials in einem oder beiden der Eingangssignale hindurchläßt. Da der Vergleicher 140 für den Vergleich positiver Spannungen und der Vergleicher 144 für den Vergleich negativer Spannungen eingestellt ist, zeigt sich,dass hohe Ausgangssignale von den Vergleichern nicht gleichzeitig auftreten können.

Die Ergebnisse eines EKG-Komplexes, wie er im ersten Beispiel der Zeile A in Fig. 11 gezeigt ist, werden nun in der folgenden Erläuterung wiedergegeben;

Die Verarbeitung des EKG-Komplexes ergibt ein Signal mit der Signalform gemäß dem ersten Beispiel in Zeile AA der Fig. Dieses AÄ-Signal wird als Eingangssignal für die analoge Pegel-, Steigung-^Form- und Zeitintegral-Berechnungsschaltung 90 des S-T-Segment-Rechner- und Darstellungsteils 14 verwendete Die Verarbeitung des AA-Signals in der Schaltung 90 ergibt wiederum vier analoge Eingangssignale für den S-T-Segment-Daten- und DarstöLlungsteil 108. Diese vier Eingangssignale sind das AB-Signal als Analogspannung repräsentativ für den S-T-Segment-Pegel, das AC-Signal als Analogspannung repräsentativ für die S-T-Segment-Steigung, das AD-Signal als Analogspannung für die S-T-Segmentform und das ΒΑ-Signal als Analogspannung für das Zeitintegral des S-T-Segments. Die Schalter 132, 134 und 135 bringen das AF-Signal hervor, das in Reihe Analogspannungen enthält, die den S-T-Segment-Pegel, die S-T-Segment-Steigung und das Zeitintegral des S-T-Segments darstellen. Das AF-Analogsignal, das sich bei der Verarbeitung eines beispielsweisen EKG-Komplexes ergibt, ist in der Zeile AF der Fig. 13 angeführt. Wie bei dem Beispiel der Fig. 13 gezeigt ist, sind die Pegel-jSteigungs- und Zeitintegralspannungen alle negativ, was bedeutet, daß keine von ihnen die positive BezugsspannungJdes

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Vergleichers 140 überschreitet, so daß das Ausgangssignal desselben auf niedrigem Wert bleibt. Der Vergleicher 144 vergleicht jedoch ein invertiertes AP-Signal mit der AH-Bezugsspannung und da die Spannung dieses invertierten Signals die Bezugsspannung in allen drei Fällen überschreitet, ergibt sich als resultierendes Ausgangssignal des Vergleichers 144 eine Signalform, wie sie in Zeile AI der Fig. 13 dargestellt ist. Wenn alle in dem AF-Signal enthaltenen Analogspannungen hoch gewesen wären, dann würde das Ausgangssignal des Vergleichers 140 geeignete Impulsinformationen enthalten, während des Ausgangssignal des Vergleichers auf niedrigem Wert geblieben wäre«,

Das AI-Signal läuft durch das ODER-Glied 152 unverändert hindurch, so daß das AI-Signal;wie es in Fig. 13 gezeigt ist_y ein Eingangssignal für ein UND-Glied 154 bildet. Am anderen Eingang des UND-Gliedes 154 liegt ein invertiertes AG-Signal vom Inverter 148, welches als AJ-Signal in Fig. 13 gezeigt ist. Das UND-Glied 154 kann von üblicher Bauart sein, bei dem ein hohes Ausgangssignal nur dann erzeugt wird, wenn beide Eingangssignale auf hohem Pegel liegen. Das Ausgangssignal des UND-Gliedes 154 ist das Signal AK der Fig.13. Dieses Signal enthält bei der vorliegenden Veranschaulichung drei positive Impulse, deren jeweilige Dauer dem entsprechenden Impuls in dem AI-Signal minus der Dauer des positiven Impulses im AG-Signal entspricht. Da die mittleren Spannungen in dem AF-Signal während der positiven Impulse in dem AG-Signal auf den neuesten Stand gebracht wurden, und da die Beendigung des AG-Signals den Anstieg in dem Bezugssignal AH auslöst, ist die Dauer des ersten Impulses im AK-Signal proportional zu der Spannung in dem AF-Signal, das den mittleren S-T-Segment-Pegel darstellt, wobei die Dauer des zweiten Impulses in dem AK-Signal proportional zu der Spannung in dem AF-Signal ist, das die durchschnittliche S-T-Segment-Steigung angibt, und die Dauer des dritten Imptises in dem AK-Signal ist proportional zu dem AF-Signal, das das durchschnittliche Zeitintegral des S-T-Segments angibt.

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Der Ausgang des UND-Gliedes 154, d_oh. das AK-Signal_/wird an einen Taktgeber 156 und an eine monostabile Kippstufe 158 angelegt. Letztere kann von üblicher Bauart sein, bei der ein posi-r tiver Impuls von vorbestimmter Dauer, abhängig von dem Abfall von positiven Eingangsimpulsen, erzeugt wird. Das Ausgangssignal der Kippstufe ist als Signalform AM in Fig. 13 gezeigt und dient als Eingangssignal zu den UND-Gliedern 136, 137 und 139 üblicher Bauart mit einem hohen Ausgangssignal beim Auftreten beider Eingangssignale mit hohem Pegel.

Die beiden Eingangssignale für das UND-Glied I36 sind das AE -Signal, das nur dann hoch ist, wenn der dem S-T»Segment-Pegel zugeordnete Impuls in dem AK-Signal vorhanden ist, und das AM-Signal, das einen am Ende des S-T-Segment-Pegelimpulses erzeugten Impuls enthält. Das Ausgangssignal AN gemäß Pig. 13 enthält einen am Ende der Messung des Pegels des S-T-Segments ausgelösten Impuls. Dieses Signal AN wird einer Speichereinheit 128 und einer Speichereinheit 130 zugeführt und dient als ein Steuersignal zur Übertragung der S-T-Segment-Pegel-Digitalinformation von den Impulszählern 164 und 166 in die Speichereinheit 128.

Die beiden Eingangssignale zu dem UND-Glied 137 sind das

2
AE -Signal und das AM-Signal. Am Ausgang des UND-Gliedes 137 ent-

o
steht das Signal AN mit einem Impuls am Ende der Messung der Stei-

2
gung des S-T-Segments, Das AN -Signal wird an Speichereinheiten 160 und 162 gelegt und als Steuersignal zur Übertragung der S-T-Segmentssteigung-Digitalinformation von den Impulszählern 164 und I66 in die Speichereinheit I60 verwendet.

Das UND-Glied 139 empfängt die AE^-und AM-Signale und gibt ein Ausgangssignal AN^ am Ende der Messung des Zeitintegrals des S-T-Segments ab. Das Ausgangssignal des UND-Gliedes 139 wird an Speichereinheiten 141 und 143 gelegt und wird zur Übertragung der S-T-Segment-Zeitintegral-Digitalinformation aus den Zählern 164 und 166 in die Speichereinheit 141 verwendet.

Das Ausgangssignal des UND-Gliedes 154, nämlich das AK-Signal wird an den Taktgeber 156 angelegt. Dieser Taktgeber kann von üblicher Bauart sein, wo der Takt über UND-Glieder oder Gatter gesteuert wird, wobei positive Impulse einer vorbestimmten und

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festen Frequenz immer dann erzeugt werden, wenn das Eingangssignal hoch ist. Das Ausgangssignal des Taktgebers 156 ist das AL-Signal, dessen Signalform in Fig, 13 gezeigt ist. Bei einer richtigen Wahl der Taktfrequenz ist die erste Impulsfolge in dem AL-Signal ein direktes Maß des Pegels des S-T-Segments in Millimetern, die zweite Impulsfolge ein direktes Maß der Steigung des S-T-Segments in Millimetern pro Sekunde, und die dritte Impulsfolge ein direktes Maß des Zeitintegrals des S-T-Segments in Millimetersekunden.

Das Ausgangssignal des Taktgebers 156 wird an einen üblichen Einheiten-Zähler 164 angelegt, wo die Eingangsimpulse gezählt und in eine binär-dezimal-codierte Form (BCD) umgewandelt werden. Der Zähler 164 dient dazu, einen Wert in der Einser-Spalte wiederzugeben, wobei ein Ausgang mit einem Dekadenzähler 166 verbunden ist, der die anzuzeigenden Daten in der Zehnerspalte akkumuliert. Die BCD-Daten für die Einer und Zehner werden inieinen der Speicher 128, 16O oder 141 gespeichert.

Jede der Speichereinheiten ist eine übliche Einheit, die zur zeitweiligen Datenspeicherung dient. Da das an die Speichereinheit 128 angelegte Trigger-Signal AN nach der ersten Folge von positiven Impulsen in dem AL-Signal jedoch vor der zweiten Folge von positiven Impulsen auftritt, wird der gemessene Pegel des S-T-Segments in die Speichereinheit 128 eingeführt. In der gleichen Weise tritt das an die Speichereinheit 160 angelegte

2
Trigger-Signal AN nach der zweiten Folge positiver Impulse in dem AL-Signal, jedoch vor der dritten Folge positiver Impulse auf, so daß die gemessene Steigung des S-T-Segments in die Speichereinheit l6O eingeführt wird. Schließlich tritt das an die Speichereinheit 141 angelegte Trigger-Signal AN^ nach der dritten Folge von Impulsen in dem AL-Signal jedoch vor der ersten Folge von aus dem als nächstes verarbeiteten EKG-Komplex erzeugten Impulse auf, so daß das gemessene Zeitintegral des S-T-Segments in die Speichereinheit 141 eingegeben wird»

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Nach Empfang des Trigger-Impulses AN durch die Speichereinheit 128 warden die zuvor gespeicherten Daten auch dem Decoder 168 mitgeteilt. Dieser ist eine übliche Vorrichtung, der die BCD-Daten in einen geeigneten Verknüpfungscode derart umwandelt, daß eine Anzeigeeinheit 170 (Pig. 12 und 14) die Anzahl der in den Dekadenzählern 164 und 166 gespeicherten Impulszählungen als numerische Ziffern darstellt. Die Anzeigeeinhext 170 zeigt somit den mittleren Pegel des S-T-Segments des EKG-Komplexes in Einheiten und Zehnteln von Millimetern an. In der gleichen Weise werden die zuvor in der Speichereinheit l60 gespeicherten Daten dem Decoder 172 angeboten. Diese die durchschnittliche S-T-Segment-Steigung darstellenden Daten werden in einer Anzeigeeinhext 17^ in Einheiten und Zehnteln von Millimetern pro Sekunde dargestellt. Schließlich werden die zuvor in der Speichereinheit 141 gespeicherten Daten ebenfalls einem Decoder 145 angeboten. Diese das durchschnittliche Zeitintegral des S-T-Segmentes darstellenden Daten werden in einer Anzeigeeinhext 147 in Zehnteln und Hundertsteln von Millimetersekunden dargestellt.

Zur Anzüge der Polaritäten des Pegels, der Steigung und des Integrals des S-T-Segmentes ist ein Vergleicher 138 in der Schaltung des S-T-Segment-Datendarstellungsteils 108 vorgesehen. Dieser Vergleicher 138 ist deshalb vorgesehen, weil die Pegelabweichung entweder eine Erhöhung oder eine Erniedrigung, die Steigung positiv^null oder negativ und das Integral entweder positiv oder negativ sein können. Der Vergleicher 1(58 gibt einen hohen Ausgangsimpuls ab, wenn die Eingangsdaten-Spannung die Eingangsbezugs spannung überschreitet. Das Ausgangssignal des Vergleichers 138 wird als Dateneingangssignal an die Speichereinheiten 130, I62 und 143 angelegt. Das Dateneingangssignal für den Vergleicher 138 ist das Analogsignal AF und wird an den invertierenden Eingang des Vergleichers geführt« Der nicht invertierende Eingang ist mit Masse verbunden, um einen Null-Spannungseingang zu gewährleisten. Beim vorliegenden Beispiel des in Fig. 13 gezeigten AF-Signals besitzt der Vergleicher 138 ein hohes Ausgangssignal _f

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da die negative Spannung an den invertierenden Eingang während der ganzen Periode des AP-Signals angelegt ist. Ein hohes Ausgangssignal vom Vergleicher 138 zeigt eine Erniedrigung des S-T-Segment-Pegels, eine negative Steigung für das S-T-Segment oder ein negatives Integral für das S-T-Segment in Übereinstimmung mit dem Zeitpunkt an, für den das Ausgangssignal vom Vergleicher hoch ist. Die Speichereinheit 130 ist eine übliche Vorrichtung, bei der Daten bei Empfang eines hohen Trigger-Impulses AN gespeichert werden. Bei dem besonderen Ausführungsbeispiel wird eine positive Spannung gespeichert, wobei die Speicherung zeitlich gerade nach der Messung des Pegels des S-T-Segments auftritt. Die gespeicherten Daten werden dann der Anzeigeeinheit 176 gemäß Fig. 12 und 14 zugeführt, und ein Minuszeichen wird angezeigt entsprechend einer Erniedrigung des S-T-Segments.

Das Ausgangssignal des Vergleichers 138 ist auch mit dem Dateneingang der Speichereinheit 162 verbunden,.die der Speichereinheit 130 gleicht. Das Trigger-Signal AN für die Speichereinheit 162 tritt bei Beendigung der Messung der Steigung des S-T-Segments auf und bei dem besonderen Ausführungsbeispiel wird ein hohes Ausgangssignal von dem Vergleicher 138 in die Speichereinheit 162 eingegeben. Dies ergibt eine Anzeige eines Minuszeichens in der Anzeigeeinheit 178;was angibt, daß eine negative Steigung des S-T-Segments vorliegt.

In ähnlicher Weise wird das Ausgangssignal des Vergleichers 138 auch als ein Dateneingangssignal an eine Speichereinheit 143 angelegt, die als Trigger-Signal das Signal AN empfängt. Der Trigger-Impuls im Signal AN tritt bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel zu einer Zeit auf, zu der das Ausgangssignal von dem Vergleicher 138 hoch ist, so daß eine hohe Eingangsspannung in die Speichereinheit 143 eingebracht wird» Dies ergibt die Anzeige eines Minuszeichens in der Speichereinheit 149, was anzeigt, daß ein negatives Integral bei dem S-T-Segment vorliegt.

Wenn die Spannung des AP-Signals zur Zeit des Impulses in dem AN -Signal positiv ist,-, dann ist das Ausgangs signal des Vergleichers 138 niedrig, da das AP-Signal an den invertierenden Ein-

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gang angelegt ist und die Null-Bezugsspannung nicht überschreitet» Dieses niedrige Eingangssignal wird in der Speichereinheit I30 gespeichert und dann der Anzeigeeinheit I76 zur Anzeige eines Plus Zeichens zugeführt, was eine Erhöhung des S-T-Segments angibt. In der gleichen Weise gibt ein Pluszeichen eine positive Steigung in dem S-T-Segment bei Anzeige in der Anzeigeeinheit 178 an, wenn die Spannung des AP-Signals zur Zeit des Auftretens des Impuls in dem

2
Trigger-Signal AN positiv ist. Ein Plus-Zeichen, das ein positives

Signal für das S-T-Segment angibt, wird in der Anzeigeeinheit 149 dann angezeigt, wenn die Spannung des AF-Signals zur Zeit des Auftretens des Impulses im Trigger-Signal AN positiv ist.

Das in der analogen Pegel-Steigungs-jForm- und Integralberechnung sschaltung 90 entwickelte Signal AD gibt die Form des S-T-Segments an. Nachstehend wird angegeben, was sich in einem Teil der Schaltung 90 ergibt, wenn ein EKG-Komplex, etwa der gemäß dem ersten Beispiel in Linie A der Fig. 11 verarbeitet wird. Es wird angenommen, daß die vorhergehenden EKG-Komplexe annähernd die gleiche Signalform^wie sie in Zeile A dargestellt e£»4 ist.besitzt; dann ergeben sich als durchschnittliche Spannungen an den Ausgängen der Pufferstufen 102, 114 und 122 solche Spannungen, wie sie an den Punkten M, 0 und Q des ersten Beispiels gemäß Linie AA der Fig« 11 angegeben sind. Wird eine am Punkt M gemessene geringfügig negative Spannung an den invertierenden Eingang des Verstärkers gemäß Fig. 10 angelegt und eine negativere Spannung am Punkt 0 an den nicht invertierenden Eingang des Verstärkers 104, dann ergibt sich am Ausgang des Differenzverstärkers 104 eine negative Spannung mit einer Größe, die gleich der Differenz der an den Punkten M und 0 gemessenen Spannungen ist. In gleicher Weise wird das Ausgangssignal des Differenzverstärkers II6 eine positive Spannung mit einer Größe abgeben, die gleich der Differenz der an den Punkten 0 und Q gemessenen Spannungen ist, die bei dem besonderen Ausführungsbeispiel eine Größe besitzt, die geringer ist als die Größe der Ausgangsspannung am Verstärker 104. Die negative Ausgangsspannung des Verstärkers 104 wird an den invertierenden Eingang des Verstärkers 124 und die positive AusgangsSpannung des Verstärkers II6 an den nicht invertierenden Eingang des Verstärkers 124

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angelegt, so daß das sich ergebende Ausgangssignal AD des Verstärkers 124 eine positive Spannung darstellt, die gleich der Differenz zwischen den beiden Eingangsspannungen ist.

Das AD-Signal wird dem S-T-Segment-Datendarstellungsteil 108 zugeführt, indem es an die Vergleicher 180 und 182 angelegt wird. Der Vergleicher 180 besitzt eine geringe positive Bezugsspannung und Kann ein üblicher Vergleicher sein, bei dem der Ausgang negativ ist, so^bald die Eingangsspannung die Bezugsspannung überschreitet. Der Vergleicher 182 besitzt eine geringe negative Bezugsspannung und kann ein üblicher Vergleicher sein, bei dem das Ausgangssignal negativ ist, so bald die Eingangsspannung negativer als die Bezugsspannung ist. Das Ausgangssignal des Vergleichers 180 wird an eine Klemme der Lampe 184 angelegt und die andere Klemme der Lampe 184 empfängt eine konstante positive Spannung. In ähnlicher Weise wird das Ausgangssignal des Vergleichers 182 an die eine Klemme einer Lampe 186 angelegt, deren andere Klemme eine konstante positive Spannung empfängt.

Ist die an jede Lampe angelegte konstante Spannung annähernd gleich dem Potential eines hohen Ausgangssignals der Vergleicher 180 und 182, dann fließt kein Strom durch die Lampen, so daß diese nicht aufleuchten. Ist jedoch das Ausgangssignal eines Vergleichers negativ, dann fließt ein Strom durch die mit ihm verbundene Lampe infolge der Potentialdifferenz, so daß die Lampe aufleuchtet.

Es zeigt sich somit, daß die in Fig. 12 und 14 gezeigte Lampe 184 immer dann aufleuchtet und eine konkave Form des S-T-Segments in den verarbeiteten EKG-Komplexen anzeigt, wenn das ankommende AD-Signal aus einer positiven Spannung besteht, die genügend groß ist um die Bezugsspannung des Vergleichers 180 zu überschreiten. In umgekehrter Weise ergibt eine genügend negative Spannung in dem ankommenden AD-Signal eine Beleuchtung der Lampe 186 um das Vorhandensein von S-T-Segmenten mit einer konvexen Form in den EKG-Komplexen anzuzeigen. Mit der vorliegenden

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nicht

Anordnung von Vergleichern ist es'möglich, daß beide Lampen gleichzeitig beleuchtet sind, während in den Fällen, in denen die Spannung des AD-Signals weder die Bezugsspannung des Vergleichers 180 überschreitet noch negativer ist als die Bezugsspannung des Vergleichers 182_fbeide Lampen unbeleuchtet bleiben. Dies zeigt an, daß die Form des S-T-Segments annähernd eine gerade Linie ist. Wird die Berechnung der Eigenschaften des S-T-Segmentes wie zuvor beschrieben unterdrückt, dann ist es wünschenswert, eine sichtbare Anzeige für eine derartige Zurückweisung zu haben; für diesen Zweck ist die Lampe 187 vorgesehen, die dann beleuchtet wird.

Obwohl die Erfindung an einer besonderen Ausführungsform beschrieben wurde, sind für den Fachmann die verschiedensten Anpassungen und Änderungen möglich und die Erfindung wird insbesondere durch die beigefügten Ansprüche umrissen.

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Claims

Patentansprüche;

l.y EKG-Rechner zur Verarbeitung von EKG-Komplexen, die zumindest einen isoelektrischen Teil, einen QRS-Abschnitt und ein S-T-Segment besitzen, gekennzeichnet durch erste Vorrichtungen, die auf die EKG-Komplexe ansprechen und die Feststellung von breiten oder normalen QRS-Abschnitten darstellende Ausgangssignale abgeben, durch zweite mit den ersten Vorrichtungen gekoppelte Vorrichtungen, die auf die Feststellung breiter QRS-Abschnitte ansprechen und eine Ausgangsanzeige für diese Abschnitte abgeben, durch mit den ersten Vorrichtungen gekoppelte dritte Vorrichtungen, die auf die Feststellung normaler QRS-Abschnitte ansprechen und ein die Feststellung normaler QRS-Abschnitte darstellendes Steuersignal abgebenjund durch mit den dritten Vorrichtungen gekoppelte vierte Vorrichtungen, die auf das Steuersignal und die EKG-Komplexe ansprechen, um die S-T-Segmente der EKG-Komplexe abhängig von dem die Feststellung normaler QRS-Abschnitte darstellenden Steuersignal zu analysieren.

2. EKG-Rechner nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die ersten Vorrichtungen weitere Vorrichtungen zur Abgabe eines die breiten QRS-Abschnitte darstellenden Digitalsignals beinhalten.

3. EKG-Rechner nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die ersten Vorrichtungen breite QRS-Abschnitte unter Verwendung zumindest eines Spannungsvergleichers dadurch feststellen, daß die Zeitspanne bestimmt wird, während der das Potential des QRS-Abschnittes größer als seine Bezugsspannung ist»

k, EKG-Rechner nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die EKG-Komplexe in Änderungs-Geschwindigkeitssignale umgewandelt werden,und daß die ersten Vorrichtungen zwei Spannungsvergleicher beinhalten, die die Dauer bestimmen ,während der das Potential des QRS-Abschnittes größer als die Bezugsspannungen der beiden Spannungsvergleicher ist.

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5. EKG-Rechner nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die vierten Vorrichtungen Vorrichtungen zum Unterdrücken der Analyse des S-T-Segmentes besitzen, wenn der isoelektrische Teil
Spannungsänderungen beinhaltet, die größer als ein bestimmter
Pegel sind.

6. EKG—Rechner nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die vierten Vorrichtungen Mittel zur Berechnung des Pegels des
S-T-Segmentes besitzen.

7. EKG-Rechner nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die vierten Vorrichtungen Mittel zur Berechnung des Pegels des
S-T-Segmentes und der Erhöhung oder Erniedrigung des S-T-Segments relativ zu dem isoelektrischen Teil des EKG-Komplexes besitzen.

8. EKG-Rechner nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die vierten Vorrichtungen Mittel zur Berechnung der Steigung des S-T-Segments besitzen.

9. EKG-Rechner nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die vierten Vorrichtungen Mittel zur Berechnung der Steigung des S-T-Segments und zur Berechnung der Richtung der Steigung besitzen.

10. EKG-Rechner nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die vierten Vorrichtungen Mittel zur Berechnung der Form des S-T-Segments besitzen.

11. EKG-Rechner nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die vierten Vorrichtungen Mittel zur Berechnung des Integrals des S-T-Segments besitzen.

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12. EKG-Rechner nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die vierten Vorrichtungen Mittel zur Berechnung des Pegels, der Steigung, der Form und des Integrals des S-T-Segments besitzen.

13. EKG-Rechner nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die vierten Vorrichtungen Mittel zur Tastung (sampling) des S-T-Segments an einer Vielzahl von Punkten besitzen.

14. EKG-Rechner nach Anspruch 1, daß fünfte Vorrichtungen

zur Darstellung des EKG-Komplexes besitzen, und daß die Tastpunkte innerhalb des EKG-Komplexes angezeigt werden,

15. EKG-Rechner zur Verarbeitung von EKG-Komplexen, die zumindest einen isoelektrischen Teil, einen QRS-Abschnitt und ein S-T-Segment besitzen, gekennzeichnet durch erste Vorrichtungen, die auf die EKG-Komplexe ansprechen und die Peststellung breiter QRS-Abschnitte darstellende Ausgangssignale abgeben, wobei diese ersten Vorrichtungen Mittel zur Feststellung breiter QRS-Abschnitte beinhalten, die zumindest einen Spannungsvergleicher verwenden, um die Dauer zu bestimmen, während der das Potential des QRS-Abschnittes größer als eine Bezugsspannung in den EKG-Komplexen ist, und durch zweite Vorrichtungen, die mit den ersten Vorrichtungen gekoppelt sind und bei der Feststellung breiter QRS-Abschnitte ansprechen und ein breite QRS-Abschnitte anzeigendes Ausgangssignal abgeben.

16. EKG-Rechner nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß die ersten Vorrichtungen weitere Vorrichtungen zur Abgabe eines die breiten QRS-Abschnitte darstellenden Digitalsignals besitzen.

17. EKG-Rechner nach Anspruch 15» dadurch gekennzeichnet, daß die EKG-Komplexe in Änderungsgeschwindigkeitssignale umgewandelt werden,und daß die ersten Vorrichtungen zwei Spannungsvergleicher beinhalten, die die Dauer bestimmen.während der das Potential des QRS-Abschnittes größer als die Bezugsspannungen der beiden Spannungsvergleicher ist.

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- kl -

18. EKG-Rechner nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß dritte Vorrichtungen zur Berechnung des Pegels, der Steigung, der Form und des Integrals des S-T-Segments vorgesehen sind.

19. EKG-Rechner nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß die dritten Vorrichtungen Mittel zum Unterdrücken der Analyse des S-T-Segments enthalten, wenn der isoelektrische Teil Potentialänderungen enthält, die größer als ein vorbestimmter Pegel sind.

20. EKG-Rechner nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß die dritten Vorrichtungen Mittel zur Tastung (sampling) des S-T-Segmentes an einer Vielzahl von Punkten besitzen.

21. EKG-Rechner nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß weiterhin vierte Vorrichtungen zur Darstellung des EKG-Komplexes vorgesehen sind,und daß die "Sstpunkte innerhalb des Komplexes dargestellt werden.

22. EKG-Rechner zur Verarbeitung von EKG-Komplexen, die zumindest einen isoelektrischen Teil, einen QRS-Abschnitt und ein S-T-Segment besitzen, dadurch gekennzeichnet, daß erste auf den isoelektrischen Teil der EKG-Komplexe zur Normalisierurig der EKG-Komplexe ansprechende Vorrichtungen vorgesehen sind, daß zweite Vorrichtungen vorgesehen sind, die auf die normalisierten EKG-Komplexe ansprechen, um das S-T-Segment derselben abzutasten (sample) und zwar an einer Vielzahl von Punkten, um mehrere Abtastsignale zu erstellen, und daß dritte Vorrichtungen vorgesehen sind, die mit den zweiten Vorrichtungen gekoppelt sind und auf die Abtastsignale ansprechen, um die S-T-Segmente gemäß diesen Signalen zu analysieren.

23o EKG-Rechner nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß die dritten Vorrichtungen Mittel zum Unterdrücken der Analyse des S-T-Segments besitzen, wenn der isoelektrische Teil Potentialänderungen enthält, die größer als ein bestimmter Pegel sind_o

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24. EKG-Rechner nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß ferner Mittel zur Peststellung Tbreiter oder normaler QRS-Abschnitte und zur Steuerung der Analyse der S-T-Segmente der EKG-Komplexe mit nur normalen QRS-Ahschnitten vorgesehen sind.

25. EKG-Rechner nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß die dritten Vorrichtungen Mittel zum Berechnen des Pegels des S-T-Segments besitzen.

26. EKG-Rechner nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß die dritten Vorrichtungen Mittel zur Berechnung des Pegels des S-T-Segments und der Erhöhung oder Erniedrigung des S-T-Segments relativ zu dem isoelektrischen Teil des EKG-Komplexes besitzen.

27· EKG-Rechner nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß die dritten Vorrichtungen Mittel zur Berechnung der Steigung des S-T-Segments besitzen.

28. EKG-Rechner nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß die dritten Vorrichtungen Mittel zur Berechnung der Steigung des S-T-Segments und zur Berechnung der Richtung der Steigung besitzen.

29. EKG-Rechner nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß die dritten Vorrichtungen Mittel zur Berechnung der Form des S-T-Segments besitzen.

30. EKG-Rechner nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß die dritten Vorrichtungen Mittel zum Berechnen des Integrals des S-T-Segments besitzen.

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31. EKG-Rechner nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß die dritten Vorrichtungen Mittel zum Berechnen des Pegels der Steigung.der Form und des Integrals des S-T-Segments besitzen.

32. EKG-Rechner nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß weiterhin vierte Vorrichtungen vorgesehen sind, die mit den dritten Vorrichtungen gekoppelt sind und die Analyse des S-T-Segments darstellen.

33. EKG-Rechner nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß weiterhin vierte Vorrichtungen zur Darstellung des EKG-Komplexes vorgesehen sind,und daß die Abtastpunkte innerhalb des Komplexes dargestellt werden.

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Le θ rs e i t e