DE2737519A1

DE2737519A1 - Verfahren und schaltungsanordnung zur raschen, eingriffsfreien bestimmung der systolischen zeitintervalle

Info

Publication number: DE2737519A1
Application number: DE19772737519
Authority: DE
Inventors: Denny Charles Cormier
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1976-08-19
Filing date: 1977-08-19
Publication date: 1978-02-23
Also published as: AU517898B2; JPS5326489A; AU2781877A; US4094308A; JPS5740763B2; GB1588891A; IL52667A0; IL52667A

Description

Dipl.-Ing. E. Ector DIpI.-Ing. K. Schieschke

• München 4Ü, EUaaba.h«UaSeS4

DENNY CHARLES CORMIER Miami/Florida
U.S.A.

Verfahren und Schaltungsanordnung zur raschen, eingriffsfreien Bestimmung der systolischen Zeitintervalle

Die Erfindung bezieht sich allgemein auf eingriffslose medizinische Untersuchungsverfahren und Schaltungsanordnungen auf dem Gebiet der Kardiologie. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf ein Verfahren und eine entsprechende Anordnung zur raschen Bestimmung der systolischen Zeitintervalle (STI) des Herzens unter ausschließlicher Auswertung des Phonokardiogramms (PKG) nach dem sog. Konvolutionsverfahren.

Es sind viele Arten eingriffsfreier Verfahren und Vorrichtungen für die Diagnose von Herzerkrankungen bekannt. Die Elektrokardiographie bzw. das EKG ist heute das verbreitetste Verfahren. Obwohl die Elektrokaniographie allgemein anerkannt ist, hat sie sich häufig als unzureichend für die Feststellung der Herztätigkeit erwiesen, da sie lediglich die Elektrophysiologie des Herzens feststellt und über Herzmuskel- und Herzklappenschäden oder über hämodynamische Anomalien wenig oder gar keinen Aufschluß vermittelt. Um diesen Mangel der Elektro-

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kardiographie auszugleichen, wurden in den letzten Jahren verschiedenartige Stethoskope entwickelt, die dem Arzt durch Auskultation eine rasche Auswertung der Herztöne bzw. des Phonokardiogramiiis PKG ermöglichen. Die meisten dieser bekannten Vorrichtungen arbeiten mit passiven mechanischen oder elektromechanischen Vorrichtungen, die den Schall unter Verstärkung der akustischen Kapazität und Dämpfung hoher und niedriger Frequenzen ans Ohr übertragen. Andere verstärken lediglich das Phonokardiogramm über einen Normal-Tonfrequenzverstärker. Obwohl diese Verfahren und Vorrichtungen dem Arzt die akustischen Untersuchungsmöglichkeiten erleichtern, kommen sie nicht an der grundsätzlichen physiologischen Tatsache vorbei, daß ein Großteil der in einem PKG enthaltenen Schallenergie sich um Frequenzen unterhalb des menschlichen Hörvermögens drängt. Andere bekannte Vorrichtungen erfassen elektronisch die ausgeprägten Anomalien des PKG, wie z.B. Herzgeräusche, Galopprhythmus und Arhythmien durch einfache systematische Durchführung des normalen Auskultationsverfahren. Obwohl bekannte Geräte dieser Art sich oft zur Feststellung ausgeprägter Anomalien als wertvoll erweisen können, sind sie im allgemeinen nicht in der Lage, die große Mehrheit der Herzpatienten zu erfassen, deren Symptomatologie oft sehr kompliziert ist. Die Erfindung verwendet das als Auswertverfahren bezeichnete Dekonvolutionsverfahren, um aus dem PKG wesentliche Informationen über die Herzklappen- und Herzmuskelvorgänge, die ein eindeutiger Maßstab für die Herztätigkeit sind, abzuleiten und darzustellen.

In der Geophysik hat sich die Dekonvolution als wertvolles Instrument zur Rekonstruierung geodynamischer, in den Schallvibrationen von Seismogrammen enthaltenen Vorgänge erwiesen. Eingehende akustische Untersuchungen haben gezeigt, daß ein gepulstes mechanisches oder elektromechanisches System eine Schallwellenfront auf ein umgebendes Medium abgibt und die Schallwellenfront dabei eine dem Übertragungsmedium eigene

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Verformung erfährt. Auf analoge Weise wird nach der Erfindung dieses Dekonvolutionsverfahren für eine rasche Analyse von Phonokardiogrammen angewandt, wobei die während der Systole stattfindenden Klappen- und Muskelvorgänge genau unterschieden werden und dadurch deren Messung durch Bestimmung der systolisehen Zeitintervalle mit hoher Genauigkeit möglich ist.

Die Messung der systolischen Zeitintervalle liefert zuverlässige Angaben über die Herztätigkeit, die über das EKG und einfache Auskultationsverfahren nicht ermittelt werden können. Außerdem stellen die systolischen Zeitintervalle STI gleichzeitig ein Maß sowohl für die elektrodynamischen als auch die mechanischen Parameter der Systole dar. Aus diesem Grund findet die Anwendung der systolischen Zeitintervall-Messung in Medizinerkreisen ständig wachsende Anerkennung. Obwohl derzeit mehrere Untergruppen der systolischen Zeitinvervalle herangezogen werden, kommt den folgenden Phasen die Hauptbedeutung zu:

(1) die Anspannungsphase (PEP), die der Zeit vom Anstieg des Q-Zackens im EKG, mit beginnender Kontraktion der Kammermuskulatur, bis zum Öffnen der Aortaklappe entspricht,

(2) die linke Austreibungszeit (LVET), die der Zeitdauer entspricht, während der die Aortaklappe geöffnet bleibt.

Klinisch gesehen beruht eine Verlängerung der Anspannungszeit PEP auf einer Verringerung der Kontraktionsfähigkeit der Herzmuskulatur oder auf einer verminderten Gefäßelastizität. Umgekehrt ist eine Verkürzung der Austreibungszeit LVET ein Anzeichen für eine Verschlechterung der Gefäßbeschaffenheit oder eine Schwächung der Herzmuskulatur, wodurch sich das Herzmuskelschlagvolumen und die Austreibungszeit verringern.

Bei einem gesunden Herzgefäßsystem,bleibt das Verhältnis PEP/ LVET für einen großen Herzfrequenzbereich in Ruhelage ziemlich konstant, nämlich bei 0.34 bis 0.35. Ein Ansteigen von 20 - 50% des PEP/LVET-Verhältnisses zeigt eine Beeinträchtigung der

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Herztätigkeit an und läßt sich für gewöhnlich auf nervöse oder muskuläre Gewebeschäden zurückführen, die häufig mit Ischämie oder Sklerose in der Herzwand Hand in Hand gehen. Eine Senkung des PEP/LVET-Verhältnisses ist zwar ungewöhnlich, geht aber für gewöhnlich mit Herzklappeninsuffizienz einher, z.B. mit Aortastenose oder Regurgitation.Gefährlichere Erscheinungen wie z.B. Myokardinfarkt und Erkrankungen der linken Herzkammer werden immer von einer wesentlichen Erhöhung des PEP/LVET-Verhältnisses begleitet (eine eingehendere Besprechung der Anwendung des Systolischen Zeitinvervalls (STI) für diagnostische Zwecke findet sich in dem Buch "Progress In Cardiology", in Kapitel 6, in dem Artikel "Die Systolischen Zeitinvervalle als Maß für die linke Herzkammertätigkeit des Menschen", von A.M.Weissler, M.D. et al., herausgegeben von Lea und Febiger, Philadelphia, PA., copyright 1972).

Bisher wurden zur Messung der systolischen Zeitintervalle EKG und PKG sowie plethysmographische Kurven (Pulskurven) gleichzeitig herangezogen, was eins kostspielige Apparatur sowie speziell geschultes medizinisch-technisches Bedienungspersonal zur Aufzeichnung und Analyse der Meßwertergebnisse verlangte. In der Praxis wurde der Großteil der STI-Bestimmungen lediglich durch Vergleich des EKG und des Plethysmogramms durchgeführt, wobei das PKG wegen seiner Komplexität bisher lediglich als Hilfskontrollmittel des Plethysmogramms zur zeitmäßigen Erfassung von Aortaklappenvorgängen oder ausgeprägten Anomalien der Herztöne verwendet wurde. Abgesehen von den oft untragbaren Kosten und dem erforderlichen Zeitaufwand, war dieses Verfahren eigentlich nie sehr zuverlässig. Die meisten Ungenauigkeiten ergaben sich aus unrichtiger Anbringung des Plethysmographen, wodurch sich Zeitfehler in dem erhaltenen Plethysmogramm ergaben. Auch unterschiedliche Beurteilung durch die vielen medizinischtechnischen Bedienungspersonen, die zur visuellen Auswertung graphischer oder oszillographischer Aufzeichnungen zur Bestimmung des jeweils interessierenden STI erforderlich waren, haben zu Fehlern geführt. Bisher wurde die Messung des STI nicht all-

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gemein als ein routinemäßiges Untersuchungsverfahren anerkannt, das zusätzlich oder statt der stethoskopischen oder Elektrokardiographie-Verfahren angewandt werden kann.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein eingriffsfreies Verfahren und eine Anordnung zur Messung der systolischen Zeitintervalle (STI) des Herzens für diagnostische Zwecke durch Dekonvolution des Phonokardiogramms (PKG) zu schaffen.

Zur Lösung dieser Aufgabe werden nach dem erfindungsgemäßen Verfahren die Herztöne in ein elektrisches Phonokardiogrammsignal umgewandelt, aus dem die systolischen Zeitintervall-Vorgänge in einer Invertier-Filteranordnung extrahiert werden, wobei diese Filteranordnung auf von grundlegenden biophysikalischen Herzparametern ausgehenden und zur Extrahierung der systolischen Zeitintervall-Vorgänge aus dem Phonokardiogrammsignal aufgestellte Formeln abgestimmt ist, und wobei die systolischen Zeitintervalle als auszuwertende Kennwerte für die Herztätigkeit angezeigt werden.

Außerdem sieht die Erfindung eine Schaltungsanordnung zur Dekonvolution des Phonokardiogramms PKG zur Extrahierung der systolischen Klappenvorgänge SVE (t) aus dem PKG zur Bestimmung der systolischen Zeitintervalle STI vor, welche aus einer elektrischen Anordnung zur Anpassung der Umkehrung der Fourier-Transformation auf das den grundlegenden mechanisch-akustischen Eigenschaften des Herzens eigene Einschwingverhalten TRW (f) besteht, welche ein dem SVE (t) entsprechendes Ausgangssignal erzeugt zur Bestimmung der Zeitgrenzen des STI.

Das Verfahren und die Schaltungsanordnung nach der Erfindung haben im wesentlichen die den bisher bekannten Anordnungen anhaftenden Schwierigkeiten beseitigt, da es einzig und allein auf dem PKG beruht und durch das Invertier -Filterverfahren der Dekonvolution beginnende Herzkontraktions- und Aorta-Klappenvorgänge extrahiert, die nachstehend als "systolische Klappenvorgänge

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oder SVE(t) bezeichnet werden, und zeitlich PEP und LVET definieren. Eine PKG Dekonvolverschaltung, die wesentlicher Bestandteil der Erfindung ist, führt das Dekonvolutionsverfahren durch, daö die Unterscheidung des SVE(t) von bei der Erzeugung der Herztöne normalerweise vorkommenden Nebenvibration ermöglicht. Das dem Dekonvolutionsverfahren zugrundeliegende Prinzip erfordert nicht mehr ein genaues Ansetzen des PKG-Meßwertwandlers, was in der Plethysmographie, Echokardiographie und anderen bisher zur Messung des STI verwendeten Apparaturen problematisch war.

Die theoretischen Gesichtspunkte der Erfindung gehen von den grundlegenden physikalischen Gesetzen aus, nach denen die Herztöne erzeugt werden. Während der Herzkontraktion erfahren die einzelnen Resonanzstrukturen der Herzkammer eine Schwingbewegung, da sich der Muskeltonus und die Blutströmungs-Parameter und die zugehörigen Reynolds- und Froude-Zahlen rasch ändern. Die sich über die Innenwand und die Außenwand des Herzens verbreitenden Schallwellen ergeben als charakteristisches Einschwingverhalten zwei lose gekoppelte Oberschwingungen, die gegeneinander wirken. Obwohl diese Vibrationseinwirkungen auf die Herzkammer sich am besten durch eine Reihe von Bessel-Funktionen erklären lassen, bedingt die durch den Brustkorb gegebene Begrenzung zwangsläufig eine akustische Übertragung in einer Richtung und begrenzen daher die zeitveränderliche "Einschwingwelle" oder TRW(t) und die sich ergebenden Herztöne auf eine besondere analytische Formel. Sowohl theoretische als auch empirische Untersuchungen der gesunden Herztätigkeit haben ergeben, daß TWR (t) der nachstehenden analytischen Mittelwertformel folgt:

TRW(t) = 3Ae"^t/*^O12sind2r (65 )t - Ae"^t/*^O15sin2Tf (100) t (wobei A = SVE(O) und t in Sekunden)

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Die der Erfindung zugrundeliegende Dekonvolver-Schaltung hat ein Frequenzverhalten DCV(f) = TRW- (f), das der Umkehrung der Fourier-Transformation für die Einschwingwelle TRW (f) entspricht, so daß das Produkt aus DCV(f)* TRW(f) für alle zwischen 5 und 500 Hz liegenden Frequenzen konstant bleibt. Da die Gesamt-Fourier-Transformation für die Herztöne, PKG(f) = TRW(f)*SVE(f), ergibt sich durch Einsetzen algebraisch SVE (f) = PKG(f TTRW^-1U) und folglich SVE(f) = PKG(f). DCV (f). Kommt man nun auf den Zeitbereich zurück, dann muß der Dekonvolver wie folgt arbeiten:

SVE(t) =\ PCG(T )DCV(t-f )dt

wobei "T " die normale "Scheinvariable" ist, die in der integralen Dekonvolutionsformel verwendet wird. Jedesmal, wenn der Dekonvolver eine Reihe von der beginnenden Herzkontraktion bzw. Klappentätigkeit entsprechende Schwingungen erhält, erscheint an seinem Ausgang eine Spannungs- oder Stromwellenspitze.

Ein weiteres wesentliches Merkmal der Erfindung ist ihre Fähigkeit, Nebengeräusche zu unterdrücken, die sowohl von außen erzeugt werden als auch durch das Dekonvolutionsverfahren selbst aufgrund der Verwendung selektiver Grundgeräusch-Dämpfung mit aktiven diodengekoppelten Netzen, die auch eine Zweiweggleichrichtung der SVE(t) bewirken. Die Impulshöhenerfassung der gleichgerichteten SVE(6) erfolgt dann über Hysterese-Vergleicher, in welchen Digitalumsetzer die extrahierten Spannungsund Stromimpulse steuern, um digitale logische Glieder und Mikrorechner-Kreise zu triggern, welche wieder selektiv elektronische Zähler, Zeitgeber, und Teiler zur exakten Messung von PEP, LVET, des PEP/LVET-Verhältni!^etlnd der Herzfrequenz nach jedem Aortaklappenschluß betätigen. Die STI-Werte werden dann in Pufferspeichern gespeichert und auf üblichen Digitalanzeigen dargestellt, oder können auf ein Magnetband für späteres Replay oder für Computeranalyse gespeichert werden. Die Erfindung läßt sich auch zur Auswertung telemetrischer oder aufgezeichneter PKG's verwenden, sofern man für deren Wiedergabegüte gesorgt hat$ 09808/1014

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Weitere wesentliche Vorteile liegen in der Unterbringung der Schaltungsanordnung in einem tragbaren Gerät und in der raschen Durchführbarkeit der Untersuchung. Das kleine Gerät kann per Hand oder in der Arzttasche transportiert werden und läßt sich praktisch überall verwenden, wo ein Herznotfall gegeben ist. Außerdem wird nach der Erfindung ein PKG Verstärker mit hohem Verstärkungsfaktor verwendet, der mit einer selbsttätigen Verstärkungsregelung (AKG) gekoppelt ist, die die Erfassung der Herztöne auch durch mehrere Kleidungslagen hindurch ermöglicht, so daß der Arzt oder die medinzinisch-technische Bedienungsperson zusätzlich zu der digitalen STI-Information einen erweiterten Auskultationsbereich hat. Außerdem werden sowohl PEP als auch LVET anhand konstanter über die Mikrorechner-Schaltung vorgegebener und digitalisierter Kriterien ausgewertet. Mit der erfindungsgemäßen Anordnung sind somit Beurteilungsfehler ausgeschlossen, die sonst manchmal den die graphischen Aufzeichnungen auswertenden Technikern unterlaufen können. Auch dem praktischen Arzt gibt die Erfindung sowohl für Hausbesuche als auch für Notfälle einen kompletten Satz verläßlicher diagnostischer Daten an die Hand, und zwar innerhalb von Sekunden nach Ansetzen des PKG Meßwertgebers an die Brust des Patienten, unabhängig davon, ob die Messungen in einem Krankenhaus, in einem Sprechzimmer oder an einem abgelegenen Ort.vorgenommen werden, wobei z.B. während einer Herzkrise sich die Herzgefäßleistung nahezu sofort nach Ansetzen des phonokardiographischen Meßwertgebers an die Brust des Patienten bestimmen läßt.

Die Erfindung gestattet zudem die Erfassung des großen Kreises unerkannter Herzkranker, die manchmal nur deshalb sterben, weil zur Erkennung ihrer Erkrankung entweder keine oder nur unzulängliche Diagnosemöglichkeiten gegeben waren. Das Verfahren und die Vorrichtung nach der Erfindung bieten bei viel geringerem Kostenaufwand als die bisher bekannten Instrumentarien vielen Herzpatienten eine größere Überlebenschance.

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Weitere Ausgestaltungen der Erfindung ergeben sich aus den UnteranSprüchen.

Nachfolgend wird die Erfindung anhand des in den Zeichnungen dargestellten Ausführungsbeispiels näher erläutert. In den Zeichnungen zeigen:

Fig. 1 ein Blockschaltbild der Schaltungsanordnung nach der Erfindung, das die wesentlichsten Funktionsmechanismen veranschaulicht;

Fig. 2 eine graphische Darstellung der verschiedenen,

nach der Erfindung erhältlichen Wellenformen und elektrischen Meßimpulse für die systolischen Zeitintervalle;

Fig. 3 ein kombiniertes schematisches und logisches Schaltbild der Anordnung zur Durchführung des Verfahrens nach der Erfindung und zur digitalen Aufzeichnung der Meßwertergebnisse;

Fig. 4a und

Fig. 4b jeweils das Größenspektrum für die nach der Erfindung verwendete Einschwingwelle TRW (f) mit ihrer Hauptkomponente H (f) und das Größenspektrum für den Dekonvolver (DCF (f);

Fig. 5a, 5b und 5c

die allgemeine Arbeitsweise des nach der Erfindung verwendeten Dekonvolutionssystems, der Analog-Dekonvolverschaltung und der digitalen Dekonvolverschaltung.

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Fig. 1 und 2 stellen den gesamten Meßvorgang nach der Erfindung dar, mit den wesentlichen Funktionsmechanismen zur Bestimmung der systolischen Zeitintervalle STI durch Dekonvolution des Phonokardiogramms (PKG). Der Meßvorgang beginnt, sobald der PKG-Meßwertwandler 1 an der Brust des Patienten anliegt und die akustische Energie der Herztöne in elektrische Energie umwandelt. Nach erfolgter Umwandlung in einen elektrischen Impuls wird das PKG durch eine Entzerrerschaltung 2 geschickt, in welcher die durch den PKG-Meßwertwandler 1 verursachten Frequenz- oder Phasenverzerrungen ausgeglichen und hochfrequente Spannungs- oder Stromeinschaltstöße gedämpft werden. Ein selbsttätiger MOSFET-Verstärkungsregler (AGC) 3 arbeitet mit einem Monolith-PKG Verstärker 4 mit hohem Verstärkungsfaktor zusammen, um den PKG-Impuls über einen großen Bereich von Eingangsamplitudenschwankungen auf einer bestimmten Spannungs- und Stromhöhe zu halten.

Das in Fig. 2 graphisch dargestellte Ausgangssignal 4a des PKG Verstärkers wird dem PKG Dekonvolver 5 zugeführt, der die systolischen Klappenvorgänge SVE (t) unterscheidet und in seinem Ausgangssignal 5a in Form elektrischer Signalzacken unterschiedlicher Amplituden kennzeichnet. Die Fig. 2 zeigt die genaue Beschaffenheit solcher Signalzacken, wobei mit 100 ein eine Sekunde dauerndes Interval als typischer Zeitrahmen für die verschiedenen graphisch dargestellten Signale bezeichnet ist.

Die unterdrückung des den Dekonvolutionsprozeß häufig begleitenden Grundstörpegels erfolgt durch einen Impulsformer 6, der auch eine Zweiweggleichrichtung der vom Dekonvolverausgang 5a erhaltenen Spitzen bewirkt. Obwohl der Impulsformer 6 die Ausgangsspitzen 5a des Dekonvolvers für den Betrieb der Detektoren 7, 8 und 9 schmälert, bleibt der Amplitudenwert der Ausgangsimpulse 6a des Impulsformers, wie aus Fig. 2 ers i cht1i ch, unverander t.

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Da sämtliche für die Bestimmung von PEP, LVET und der Herzfrequenz erforderlichen Informationen immer noch einzig und allein in dem Ausgangsimpuls 6a des Impulsformers enthalten sind, müssen der PEP Detektor 7, LVET Detektor 8 und der Herz-r· frequenz-Detektor 9 die Impulse nach Amplituden trennen, um die Zeitmarkierungen zur Messung der systolischen Zeitintervalle und der entsprechenden Herzfrequenz vorzunehmen. Die Trennung der Zeitimpulse beginnt, sobald der Herzfrequenz-Detektor 9 durch den größten am Ausgang des Signalformers ankommenden Impuls getriggert wird, welcher stets dem Schließen der Aortaklappe und dem Ende der Austreibungszeit LVET entspricht. Der LVET Detektor 8 wird sowohl durch das Öffnen als auch durch das Schließen der Aortaklappe bei einer etwas niedrigeren Triggerschwelle als der Herzfrequenz-Detektor 9 betätigt. Der PEP Detektor 7, der die niedrigste Trigger-Schwelle hat, spricht auf alle drei systolischen Klappenvorgänge an. Um ein falsches Triggern zu verhindern, weisen sowohl der PEP Detektor 7 als auch der LVET Detektor 8 eine interne, geringfügige Schwankungen der Impulshöhen selbsttätig ausgleichende Schwellenwertregelung auf sowie integrierte Hysteresevergleichsschaltungen, welche hochfrequente Störspitzen ausfiltern. Alle drei Detektorausgänge 7a, 8a und 9a ergeben Impulse mit einer Standardamplitude, die einer logischen EINS entsprechen. Die endgültige Trennung der Zeitimpulse erfolgt durch die im LVET Tor 10 und dem PEP Tor Il enthaltene logische Schaltung.

Die digitale logische Schaltungsanordnung des LVET Tors 10 vergleicht den Ausgang 8a des LVET Detektors mit dem Ausgang 9a des Herzfrequenz-Detektors 9, so daß an seinem Ausgang 10a ein Impuls als logische EINS nur dann erzeugt wird, wenn ein der logischen EINS entsprechender Impuls nur vom LVET Detektor-Ausgang 8a erhalten wird, nicht aber vom Herzfrequenz-Ausgang 9a. Sobald also gleichzeitig Impulse vom LVET Detektor 8a und dem Herzfrequenz-Detektor 9a erhalten werden, sperrt der Ausgang 10a des LVET Tors und liefert ein logisches NULL, so daß

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nur das Öffnen der Aortaklappe markiert wird. Entsprechend schließt auch das PEP Tor 11 eine digitale logische Schaltungsanordnung ein, die mit der des LVET Tors 10 identisch ist und den Ausgang 8a des LVET Detektors mit dem PEP Detektor-Ausgang 7a vergleicht und nur dann einen einer logischen EINS entsprechenden Impuls am Ausgang 11a gibt, wenn nur vom PEP-Detektor-Ausgang 7a ein Impuls als logische EINS ankommt, nicht aber gleichzeitig Impulse vom LVET-Detektor-Ausgang 8a. Sobald vom PEP-Detektor-Ausgang 7a und dem LVET-Detektor-Ausgang 8a gleichzeitig Impulse ankommen, ist der Ausgang des PEP-Tors 11a gesperrt und bleibt logisch auf NULL, wodurch lediglich der Beginn der Kammerkontraktion gekennzeichnet wird.

Der Ausgang 10a des LVET Tors liefert einen Triggerimpuls für einen elektronischen Digital-Zeitgeber 12, der das LVET-Intervall mißt, den Zeitzyklus des zur Messung des PEP Intervalls verwendeten elektronischen Digital-Zeitgeber 13 rückstellt und kurzzeitig den PEP Pufferspeicher 15 zur Speicherung eines neuen PEP Wertes einschaltet. Die Messung des LVET Intervalls ist abgeschlossen, sobald vom Herzfrequenz-Detektor-Ausgang 9a ein Triggerimpuls ankommt, der den elektronischen Digitalzeitgeber 12 rückstellt und momentan den LVET Pufferspeicher 14 zur Speicherung eines neuen LVET-Wertes vorbereitet. Ein vom Ausgang 11a des PEP Tors ankommender Triggerimpuls setzt den Zeitzyklus des elektronischen Digital-Zeitgebers 13 wieder in Gang, der dann wieder das nächste PEP-Intervall zu messen beginnt. Wie noch nachfolgend im Zusammenhang mit Fig. 3 im einzelnen beschrieben wird, ist ein 10 KH-Oszillator-Taktgeber 42 mit digitalen Schnellzählern 44 und 45 verbunden und ermöglicht, daß die beiden elektronischen Digital-Zeitgeber 12 und 13 die Zeitintervalle bis auf eine Toleranz von O.lmsek genau messen.

Der Herzfrequenzdetektor 9 hat zusätzlich die Funktion, den Herzfrequenzumformer 16 zu speisen, der wiederum die Herzfrequenz nach Schlagzahl pro Minute aus der Dauer der Herzperiode

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errechnet. Gleichzeitig veranlaßt ein über den Herzfrequenz-Detektor-Ausgang 9a kommender Triggerimpuls kurzzeitig den Herzfrequenz-Pufferspeicher 17 zur Speicherung des üblichsten Wertes für die Herzfrequenz. Der Verhältnisteiler 18, welcher den PEP/LVET Quotienten aus dem Meßergebnis der elektronischen Digitalzeitgeber 12 und 13 errechnet, erhält einen Rückstellbefehl vom Ausgang 9a des Herzfrequenz-Detektors 9. Der PEP/ LVET Pufferspeicher 19 wird ebenfalls durch einen Impuls vom Ausgang 9a des Herzfrequenz-Detektors 9 kurzzeitig getriggert, so daß der jüngste Wert des PEP/LVET Verhältnisses gespeichert werden kann.

Wie speziell aus Fig. 1 ersichtlich, sind die Pufferspeicher 17, 14, 15 und 19 alle digitale Speichervorrichtungen, welche die Werte der Herzfrequenz bzw. LVET, PEP/LVET der vorausgegangenen Herzperiode für Aufzeichnungs- oder Übertragungszwecke speichern, während die neuesten Messungen gerade vorgenommen werden.

Am Ende jeder Systole, werden von den elektronischen Digitalzeitgebern 12 und 13 sowie auch vom Herzfrequenzumformer 16 und vom Verhältnisteiler 18 in weniger als 1 .usek neue Werte übertragen. Das Mehrfach-Anzeigesystem 20 gibt folglich eine flimmerfreie visuelle Darstellung des LVET 20a, PEP 20b, PEP/ LVET 20c und der Herzfrequenz 2Od wieder, wobei einzelne oder alle Werte durch eine lichtemittierende Diode, elektroluminiszierende oder Flüssigkristallanzeigen anzeigbar sind. Die Pufferspeicher 14, 15, 17 und 19 sehen auch eine Übertragungszeit zur Übertragung der Daten auf einen Magnetbandspeicher oder einen Schnelldrucker mit Anschluß an herkömmliche binäre oder an binär-kodierte Dezimal(BCD(Formate vor.

Fig. 3 zeigt ein ausführliches schematisches und logisches Schaltbild der für das System nach Fig. 1 verwendeten Schaltanordnung. Tl ist ein einen niederen Signalwert abgebender dynamischer oder mit einem Übertrager gekoppelter piezoelektri-

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scher PCG Meßwertwandler mit einer Ausgangsimpedanζ von 50.000 bis 100.000 Ohm und einer Bandbreite von 1000 Hz. Der Eingangskondensator Cl mit 0.033 ,uF sperrt gleichstrommäßig und alle Frequenzen untei 5 Hz, die für gewöhnlich mit Vibrationsgeräuschen verbunden sind. Unerwünschte hochfrequente Oberwellen und Einschaltstörungen werden durch die Verbindung des IM Widerstandes Rl und den 330 pf Kondensator C2 unter Kontrolle gehalten, die auch vom PKG-Meßwertwandler Tl erzeugte Frequenz- und Phasen-Verzerrungen korrigieren. Cl, Rl und C2 bilden gemeinsam die in Fig. 1 gezeigte Entzerrerschaltung 2. Der Ausgang der Entzerrerschaltung 2 ist mit dem eine sehr hohe Impedanz (über 1000 M) aufweisenden Tor des Sperrschicht-η-Kanal MOS Feldeffekt-Transistors Ql bzw. MOSFET Ql verbunden. (MOSFET ist ein Akronym für "Metaloxyd-Halbleiter-Feldeffekt-Transistor, der mitunter auch als Feldeffekttransistor mit isolierter Steuerelektrode IGFET bezeichnet wird.) Der 10 M Widerstand R2 _er_ £ugt ein negatives Vorspannungssignal und dient außerdem in Zusammenwirkung mit dem in Reihe geschalteten Kondensator C2 zur Unterdrückung jeglicher Spannungs- oder Stromspitzen, die über den parallel liegenden 100 K Widerstand R4 und 10 Mikrofarad Kondensator C3 während der Anschaltzeit auftreten könnten, obwohl R4 und C3 eigentlich die Aufgabe haben, eine zweite Zeitkonstante zu erzeugen, mit der die gleichgerichteten Ausgangssignale des PKG Verstärkers 4 über die Siliziumschaltdiode Dl geglättet werden. Sobald eine GesamtverStärkungsänderung am PKG Verstärkerausgang 4a die durch den Widerstand R4 und den Kondensator C3 vorgegebene Zeitkonstante von 1 Sekunde überschreitet und am 10 K strombegrenzenden Widerstand R5 auftritt, ändert sich die Ladung in C3 und damit die durch die Quelle 1.8 K Widerstand R3 erzeugte negative Tor-Vorspannung, so daß der Verstärkungsgrad der MOSFET Ql in Folgeregelung entsprechend erhöht oder verringert wird. Af diese Weise wird der Ausgang 4a des PKG Verstärkers auf einer einheitlichen RMS Spannungs- und Stromhöhe mit einer Toleranz von - 1 db gehalten, wobei die vorstehend beschriebene von R5 ausgehende Rückkopplungsschaltung bis zum Tor des Transistors Ql die automatische Verstärkungsregelung

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(AGC) 3, nach Fig. 1 bildet. Ein Anreicherungs-MOSFET konnte das SperrschichtMOSFET unter Umkehrung der Vorspannungs-Anordnung von R3 ersetzen. Der Gleichstrom-Kopplungskondensator C4 mit 0.033 .ufarad verhindert eine Verstärkung der an R3 liegenden Vorspannung durch den bei Open-Loop Betrieb auftretenden 80db Verstärkungsfaktor des integrierten (IC) PKG Linear-Verstärkers 4, wobei Frequenzen über 5 Hz aufgrund der hohen Eingangsimpedanz (1 Megaohm) und der 1000 Hz Bandbreite des PKG Verstärkers unverzerrt bleiben.

Sobald die Ausgangssignale des PKG Verstärkers 4 im Dekonvolver verarbeitet worden sind, werden das hochfrequente Rauschen und störende Einschwingvorgänge durch das den IK Widerstand R6, den 0.1 .ufarad Kondensator C5, den 1.0 .ufarad Kondensator C6 und die beiden lOK Widerstände R7 und R8 einschließende Netzwerk gedämpft. Siliziunschaltdioden D2 und D2 sorgen für eine Zweiweggleichrichtung des Signals,in dem sie an die Differenzialeingänge des Hochleistungs-IC Operationsverstärkers Al mit Frequenzausgleich umgekehrte Signalpolaritäten geben.

Eine weitere Unterdrückung unerwünschter, hochfrequenter Komponenten über 500 Hz erfolgt mit einer kombinierten langsamen Geschwindigkeitsrate von 18 db/Oktave über den negativen 0,033 yUF Rückkopplungskondensator C7 und das beschriebene Störgeräuschunterdrückungsnetzwerk vor dem Operationsverstärker Al. Der Verstärkungsfaktor 1:1 des Operationsverstärkers Al wird durch die 1OK Eingangs-Widerstände R7, R8 und den Rückkopplungswiderstand R9 bestimmt. Der 1OK Widerstand RIO begrenzt den Speisestrom für die selbsttätigen Schwellenregelungsschaltung, welche die Silizium-Schaltdiode D4, das R-C-Zeitkonstantenglied des 100 kWiderstands R13, das mit dem 10 .uf arad Kondensator C9 paralielgeschaltet ist, und die Teilerwiderstände R14 mit einem Wert von 10k und R15 mit einem Wert von IM einschließt. R15 ist ein Trimmerwiderstand, der auf optimale Leistung des linearen Monolith-IC-Hysterese-Vergleichers A2 und A3 eingestellt wird.

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Die Ansprechempfindlichkeit der Vergleicher A2 und A3 wird durch das Verhältnis der 100 k Rückkopplungswiderstände R12 und R17 und der IK Eingangswiderstände RlI und R16 bestimmt. Die Nacheilung der Schwellenwertsteuerung in den Hysteresevergleichern wird durch die 330 picofarad Rückkopplungskondensatoren Cl und ClO erzeugt.

Wie aus Fig. 1 und 3 ersichtlich, bildet der Operationsverstärker Al und seine zugehörigen Elemente die Schaltanordnung für den Impulsformer 6, während die Hysteresevergleicher A2 und A3 mit den sie umgebenden Elementen die Taststufen für den LVET Detektor 8 und den PEP Detektor 7 bilden. Der Herzfrequenzdetektor 9 besteht aus einer Schmitt-Triggerschaltung 21, da die Aorta-Impulsgröße durch ACG 3 gesteuert wird. Die Digital-Inverter 22 und 23 liefern einen logischen Impuls.EINS an den LVET Detektor-Ausgang 8a und den PEP Detektor-Ausgang 7a, sobald einer der beiden Detektoren 8 oder 7 wie vorstehend beschrieben, getriggert wurde.

Der logische Inverter 24 und das NAND-Tor 26 bilden einen digitalen Integratorkreis für den Eingang des LVET Tors 10, wobei der Ausgang des NAND Tors 26 nur dann seinen Zustand verändert, wenn eine logische NULL am Eingang des Inverters 24 und eine logische EINS am Ausgang des Inverters 22 auftritt. Der Eingang des PEP Tors 11, der eine dem LVET-Tor 10 identische logische Schaltung aufweist, schließt einen logischen Inverter 25 und ein NAND-Tor 27 ein, welches seinen Zustand unter den gleichen bool'sehen Bedingungen wie der Inverter 24 und das NAND-Tor 26 ändert. Die von den 100 XL Widerständen R18 und R19 mit den zugehörigen IO .uF Kondensatoren ClI und C12 bestimmte Zeitkonstante verhindert, daß sporadische und mehrfache Torimpulse an die Eingänge der logischen Inverter 28 und 29 gelangen, welche den LVET Tor Ausgang 10a und den Ausgang 11a des PEP Tors liefern. Außerdem wurden die Werte für die R-C Netzwerke R18-C11 und R19-C12 anpassungsfähig an entweder TTL oder CMOS Digital-Integrierschaltungen gewählt.

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Soweit für beide STI Meßsysteme identische logische Schaltungen verwendet werden, trifft die nachfolgende ausführliche Beschreibung der LVET- und PEP-Steuer- und Anzeigemechanismen für beide zu, wobei die LVET-Bezugszahlen PEP Bezugszahlen vorausgestellt sind. 1-usec monostabile Kippschaltungen 30,31,32 und 33 formen die Triggerimpulse für die Stell- und Rückstelleingänge der RS-Flipflops 36 und 37. Jedesmal, wenn ein logischer Impuls EINS am Stelleingang des RS-Flipflops 36 oder 37 auftritt, ändert sich der Q-Ausgang auf den logischen Wert EINS, und steuert das NAND-Tor 39 oder 40, so daß 10 KHz Taktimpulse 0 1 von dem 10 KHz Taktgeber 42 in die 12-bit BCD Kleinwellen-Zähler oder 45 eingegeben werden können, welcher den Endbetrag durch 10 dividiert unter Auslassung der letzten vier weniger wichtigen Bits (LSB) an den Ausgängen. Unmittelbar vor Freigabe des NAND-Tors 39 oder 4O wird der Inhalt des BCD Kleinwellen-Zählers 44 oder 45 durch einen l.usek Impuls der monostabilen Kippschaltung 31 oder 33 zurückgestellt. Ein logischer Impuls EINS an die Rückstelleingänge des RS Flipflops 36 oder 37 stellt den Q Ausgang auf ein logisches NULL, wodurch die NAND-Tore 39 oder 4O freigegeben werden und wodurch die Taktgabe unterbrochen wird. Bei der LVET-Messung, stellt die 12-Bit-Röhre des BCD Kleinwellen-Zählers 44 die gesamte DAuer des LVET-Intervalls in Millisekunden dar, da die Anzahl der in diesem Intervall gezählten Zeitimpulse durch 10 geteilt wurde. Zusätzlich zur Unterbrechung des Zeitvorgangs wirkt der 1 .usek Rückstellimpuls der monostabilen Kippschaltung 30 als Schreibbefehl bei kurzzeitiger Freigabe des WE Eingangs des 12-Bit Speichers 46. Daraufhin speichert der Speicher 46 sofort den Inhalt des 12-Bit BCD Kleinwellen-Zählers 44, wobei der 12-Bit Speicher 46 als LVET-Pufferspeicher 14 und der 12-Bit BCD/10 Kleinwellen-Zähler 44 und seine zugehörige logische Schaltung als LVET-Digitalzeitgeber 12 nach Fig. 1 wirken.

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Vergleicht man Fig. 1 und Fig. 3, so ist ersichtlich, daß die PEP Meßanordnung auf die gleiche Weise funktioniert wie vorgehend beschrieben, wobei der 12-Bit Speicher 47 als PEP Pufferspeicher Ib wirkt, dessen WE-Eingang kurzzeitig durch den 1- .usek Rückstell- und Schreibbefehl-Impuls der monostabilen Kippschaltung 32 freigegeben und der Inhalt des 12-Bit BCD/ΙΟ Schnellzählers 45 übertragen wird. Zusammen mit seiner zugehörigen logischen Schaltung wirkt der 12-Bit BCD/ΙΟ Schnellzähler 45 als PEP Digital-Zeitgeber 13, der ebenfalls durch den l.usek-Impuls der monostabilen Kippschaltung 33 rückgestellt wird. Für Anzeigezwecke werden die Ausgänge des LVET-Speichers 46 und des PEP-Speichers 47 fortwährend auf die 12-Bit BCD 7-Segment Dekodierer/Multiplexer-Schaltungen 48 und 49 übertragen, in welchen sie 3-Dekaden 7-Segment logische Befehlzustände A bis G den drei Stellen der Multiplex LVET-Anzeige 20a und der Multiplex-PEP-Anzeige 20b zuführen. Die beiden Ausgänge der Stellen-Selektor/Multiplexer-Steuerlogik 48a und 49a für die Auswahl der geeigneten Zahlen der Multiplex-Anzeigen 20a und 20b werden über die DS-Eingänge in Koordinierung mit den Ausgängen der 7-Segment Dekoder/Multiplexer 48 und 49 gespeist, wobei die vorgehenden digitalen Anzeigen 20a und 20b synchron mit dem Zeitgeberausgang 0 2 des 1 kHz Taktgebers gesteuert werden.

Das PEP/LVET Verhältnis wird von dem 12-Bit BCD Zähler/Teiler 50 errechnet, welcher die aufgetasteten Taktimpulse über die NAND-Tore 39 und 40 erhält, diese in seinen X- und Y-Registern speichert, eine Division mit einer programmierten Logik vornimmt, während der DE-Eingang einen logischen Teilungsbefehl EINS vom RS-Flipflop 36 erhält und seinen Quotienten an den 12-Bit Speicher 51 während des von der monostabilen Kippschaltung 33 erzeugten l.usek Impulses überträgt, welcher den Beginn des nächsten PEP Intervalls anzeigt. Wie bei den LVET und PEP Multiplex-Anzeigen 20a und 20b gibt die PEP/LVET Multiplex-Anzeige 20c den Inhalt des 12-Bit Speichers 51 in Verbindung

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mit dem 12-Bit BCD des 7-Segment-Dekoder/Multiplexers 52 und dem Stellen-Selektor/Multiplexer 52a mit einer von dem Zeitgeberausgang 0 2 des 1 kHz Zeitgebers 43 gesteuerten Geschwindigkeit wieder. Sowohl aus Fig. 1 als auch aus Fig. 3 ist ersichtlich, daß der 12-Bit BCD Zähler/Teiler 50 der Verhältnisteiler 18, und der 12-Bit Speicher 51 der PEP/ LVET Pufferspeicher 19 ist.

Während der 12-Bit Herzfrequenz-Umsetzer 53 lediglich ein einziges Eingangssignal von der Schmitt-Triggerschaltung 21 erhält, erzeugt eine l-.usek monostabile Kippschaltung 35 einen dem 1 .usek der monostabilen Kippschaltung 34 um l.usek nacheilenden Impuls und gibt dadurch kurzfristig den WE-Eingang des 12-Bit HR Speichers 54 frei, so daß der berichtigte Herzfrequenzwert eingespeichert werden kann. Der Eingang des 12-Bit Herzfrequenzumsetzers 53 wird über das NAND-Tor 41 gegeben, das 10 kHz Taktimpulse 0 1 durchläßt, sobald eine logische EINS am Q-Ausgang des RS-Flipflops 38 erscheint, wobei sich der in Fig. 1 gezeigte Eingangszustand des Herzfrequenz-Umsetzers E ergibt, Da die Impulse der Schmitt-Triggerschaltung 21 am Ende jeder Herzsystole auftreten, ist die multiplikative Umkehrung des Intervalls zwischen diesen Impulsen direkt proportional der Herzfrequenz. Die restliche Schaltung für den Herzfrequenz-Umsetzer 16 nach Fig. 1 ist daher ein Zähler/Schieberregister, dessen Inhalt umgekehrt und mit 60.000 multipliziert wird, um die Schlagzahl/msek in Schlagzahl/Minute umzuwandeln. Es kann aber auch ein Mikrorechner mit programmierten logischen Einheiten (PLA) für die gleichen algebraischen Operationen verwendet werden. Wie bei den LVET, PEP und PEP/LVET Multiplex-Anzeigen 20a, 20b und 20c, gibt die Herzfrequenz-Multiplex-Anzeige 2Od den Inhalt des 12-Bit Speichers 54 mit dem 12-Bit BCD des 7-Segment Dekoder/Multiplexers 55 und dem Stellen-Selektor/Multiplexer 55a mit einer durch den 1-kHz Taktgeber-Ausgang 02 synchronisierten Geschwindigkeit wieder.

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SS

Fig. 4a und 4b zeigen die Arbeitsweise der in Fig. 1 und 3 dargestellten Dekonvolver-Schaltung 5. Die graphische Darstellung des Größenspektrums der Einschwingwelle TRW(f) 56a (Fig.4a) in Verbindung mit den grundlegenden mechanisch-akustischen Eigenschaften der Herztätigkeit gibt die bimodale Form ihres durch die voll ausgezeichnete Kurve dargestellten Frequenzverlaufs wieder. Das durch die gestrichelte Kurve dargestellte Größenspektrum H(f) 56b, das von der Kurve 56a des TRW(f) in Fig. 4a überlagert wird, zeigt den Frequenzverlauf für die primäre harmonische Schwingungskomponente. Einziger Zweck der erfindungsgemäßen PKG Dekonvolverschaltung 5 ist die Synthese der Systemfunktion DCV(f) mit einem entsprechenden Größenspektrum DCV(f) 57 (Fig. 4b), die die multiplikative Umkehrung bzw. den reziproken Wert von TRW (f) 56a für alle Frequenzwerte darstellt. Praktische Überlegungen beschränken natürlich die Frequenzwerte auf 5 bis 500 Hz,Vibrationseinwirkungen mit unter 5 Hz liegenden Frequenzen und elektrische Einschaltvorgänge könnten sonst in Verbindung mit Gaußschem Rauschen mit über 500 Hz liegenden Frequenzen das Konvolutionsverfahren störend beeinflussen. DCV(f) 57 (Fig. 4b) optimalisiert sowohl die theoretischen als auch die praktischen Anhaltspunkte für TRW(f) 56a und letztlich für den PKG Ausgang 4a. Sei bst bei flüchtiger visueller Betrachtung ist sofort klar, daß das Produkt aus TRW (f) 56a und DVC(f) 57 mit hohem Genauigkeitsgrad auf einem konstanten Wert bleibt.

Fig. 4a, 4b und 5a zeigen klar verständlich die allgemeine Ausführung für eine analoge PKG Dekonvolver-Schaltung 5 und deren Arbeitsweise. Die Arbeit der PKG-Dekonvolverschaltung 5 und die Synthese ihrer zugehörigen Systemfunktion, DCV(f), deren Größenspektrum DCV(f) 57 in Fig. 4b gezeigt ist, beginnt, sobald der PKG Ausgang 4a an die Filterschaltung 58 gelegt wird, die ein Einschwingverhalten H (t) und ein Größenspektrum H(f) (gestrichelte Kurve) 56a aufweist. Der Ausgang der Filterschaltung 58 wird auf deninvertierenden Eingang eines Hochleistungs-Operationsverstärkers A4a gegeben, der sowohl die multiplikative als auch die additive Umkehrung von H (t) an seinem Ausgang durch das Closed Loop negative Rückkopplungssystem des Rausch-

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filters 59 erzeugt. Das Rauschfilter 59 dämpft auch das Gaußsche Hochfrequenzrauschen auf 6 db/Oktave. Gleichzeitig liefert die positive Rückkopplung der vorspannenden und Signalvergrößerungs-Schaltung 60 die für die endgültige Umkehrung der Einsattelung 56c im Größenspektrum TRW (r) 56a erforderliche Resonanzspitze. Das in Fig. 5a gezeigte System hat dann ein DCV(f) 57 verdoppelndes Frequenzgangspektrum, wobei Frequenzen über 500 Hz auf 6 db/Oktave nach Durchgang durch die Grundrauschunterdrückungsschaltung 61 gedämpft werden, um den endgültigen PKG-Dekonvolver-Ausgang 5a zu liefern. Fig. 5b zeigt schematisch die typische Schaltungsanordnung, mit der der im verallgemeinerten Schema nach Fig. 5a gezeigte Dekonvolver-Ausgang 5a erhältlich ist. Eine niederfrequente Umkehr erfolgt über die überbrückte T-Verbindung der 1OK Widerstände R21 und R22 mit dem 1.06.UF Kondensator C13.

Eine Hochfrequenz-Umkehr erfolgt über den 0.013 .uF Eingangs-Kondensator C14, während die Umkehr des primären Resonanz-Q-Faktors von H(F) 56b mit dem 68K Eingangsdämpfungswiderstand R20 optimalisiert wird. Die komplexe Impedanz des aus dem 6.8K Widerstand R23 und demO.O47.uF Kondensator C15 gebildeten R-C-Rückkopplungsgliedes ergibt die Schaltung für den Rauschfilter 59, welcher ein Ansteigen der Hochfrequenz auf über 500 Hz verhindert und außerdem auch den Gesamtverstärkungsgrad des Operationsverstärkers A4b regelt. Für die Vorspannungs- und Signalvergrößerungs-Anordnung 60 sind zwei R^C-Glieder, bestehend aus dem IK Widerstand R25 mit dem 1.04 .uF Kondensator C17 und dem 1OK Widerstand R24 mit dem O.315.uF Kondensator C16 vorgesehen. Die zwei R-C-Glieder R25 - C17 und R24 - C16 bewirken gemeinsam die Phasenverschiebung und Q-Faktor Vergrößerung am nichtinvertierenden Eingang des Operationsverstärkers A4b, wie die Resonanzspitze im Größenspektrum DCV(f) 57 zeigt. Eine Grundrauschunterdrückungsschaltung 61 schließt Silizium-Schaltdioden D5 und D6 ein, welche in Zusammenwirkung mit dem 56Ο-Ω. Widerstand R26 und dem O.58.uF Kondensator C18 ein paralleles R-C-Glied bilden, das über 50 Hz liegende Frequenzen am Ausgang 5a der

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Dekonvolver-Schaltung dämpft. Für den Fachmann sind zwar viele Variationen der Schaltungsanordnung denkbar, aber das Schaltschema nach Fig. 5b stellt eine sorgfältige Ausarbeitung der Hauptmerkmale fir die Anordnung nach Fig. 5a dar und ist die bevorzugte Schaltungsanordnung für die analoge Version der PKG-Dekonvolverschaltung 5, die ein wesentliches Element der Anordnung zur Durchführung des Verfahrens nach der Erfindung darstellt.

Fig. 5c zeigt die logische Schaltungsanordnung für die digitale Version der in der analogen Schaltungsanordnung in Fig. 5a und 5b gezeigten PKG-Dekonvolverschaltung 5. Das analoge PKG-^cignal 4a wird über die CMOS LSI-Schaltung des 12-Bit Analog-Digital-Umsetzers 62 mit einer Geschwindigkeit von 1000/sek auf ein 12-Bit Digitalformat umgeformt, und zwar nach dem Nyquist Samplingtheorem für die 500 Hz Bandbreite der Dekonvolverschaltung 5. Nur die 10 wichtigsten des 12-Bit A/D-Umsetzers 62 eey3its> werden nach Erhalt eines logischen Lesebefehls EINS am RE-Eingang zur Übertragung freigegeben, wodurch das PKG-Signal 4a mit dem Faktor 4 dividiert wird, um eine Überreichweite zu verhindern und gleichzeitig das digitale Grundrauschen abzuschneiden. Der 10 kHz Taktgeberausgang 01 des Taktgebers 42 erzeugt ein Synchronsignal für die interne Doppelanstieg-Integrierung und die spannungsgeteuerten Oszillatorsysteme des A/D Umsetzers 62. Ein 512-Bit Festwertspeicher (ROM) 64, der aus einer NMOS (η-Kanal MOS) LSI-Schaltung besteht, enthält fünfzig normalisierte ΙΟ-Bit Werte für TRW (t) und einen Adressen-Zähler, der durch an seinem RE-Eingang gegebene Lesebefehle betätigt wird, wobei der 512-Bit ROM 64 vom Fachmann manchmal auch als programmierter Festwertspeicher oder PROM bezeichnet wird. Die NMOS LSI-Schaltung des 2048-Bit PLA (programmierte logische Einheit) Steuer-Invers^-filter-Mikrorechners 63 ermöglicht den Zugriff sowohl zu den 10-Bit-Ausgängen des A/D Umsetzers 62 als auch des ROM 64, mit einer durch Teilung eines 1 MHz Taktsignals 0 3 gesetzten Geschwindigkeit, um das PKG Signal 4a durch wiederholte Anwendung des nachstehenden, Mikroprogramm-Algorithnmus zu dekonvolvieren, der hier zum leichteren Verständnis in der FORTRAN Sprache wiedergegeben ist.

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0000 PCG DECONVOLUTION PROGRAM

0100 DIMENSION PCG(50), TRW(50)

0110 READ (64,600) (TRW(I), I = 1,50)

0111 READ (62,600) (PCG(I), I = 1,50) 0600 FORMAT (F3.5)

0120 DECONVOLVE PCG WITH REVERSED TRW USING SIMPSONS's RULE

0130 CONTINUE

0140 AMPE=O.O

0150 AMPO=CO

0160 SUM ODD TERMS

0170 DO 190 1=1,49,2

0180 AMPO=TRW(50-1)*PCG(I)+AMPO

0190 CONTINUE

0200 AMP0=AMP0*4.0

0210 SUM EVEN TERMS

0220 DO 240 1=2,50,2

0230 AMPE=TRW(52-I)*PCG(I)+AMPE

0240 CONTINUE

0250 AMPE=AMPE*2.0

0260 AMP=(AMPE+AMP0)/3.0

0270 SHIFT PCG ADDRESS LOCATIONS

0280 DO 300 1=1,49

0290 PCG(I)=PCG(I+1)

0300 CONTINUE

0310 Transfer updated PCG VALUE FROM A/D CONVERTER

0320 READ (62,600)PCG(50)

0330 TRANSMIT DECONVOLVED OUTPUT

0340 WRITE(A4,600)AMP

0350 GO TO

0360 END

Vor Beginn des PKG-Dekonvolutions-Algorithmus erfolgt über die DIMENSIONS-Anweisung 0100 im obigen Mikroprogramm die Zuordnung von 50 Worten mit jeweils 5Oo Bits, um die digitalisierten PKG- und TRW-Werte zu initialisieren. I/O READ Anweisungen 0110 und Olli bewirken eine Übertragung an den Speicher des PLA-

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Steuer-Inversfilter-Mikrorechners 63. READ-Anweisung 0110 gibt den 512-Bit ROM 64 frei und bringt ihn in die richtige Reihenfolge für eine initialisierte first-in-first-out (FIFO) Übertragung seines Inhalts, worauf unmittelbar die Anweisung Olli folgt, welche den Ausgang des A/D Umsetzers 62 zur initialisierten Speicherung der ersten 50 digitalisierten PKG-Werte freigibt. Beide READ-Anweisungen übertragen ein ΙΟ-Bit Wort nach der FORMAT-Anweisung 0600. Die CONTINUE-Anweisung 0130 gibt lediglich einen Wideranlaufpunkt, um die PKG-Dekonvolutions-Mikroprogramm-Schleife zu fixieren. Zwei Variable, AMPE und AMPO, werden definiert und anfangs auf NULL durch die Anweisungen 0140 - 0150 gestellt. Die aus den Anweisungen O170 0180 und 0190 bestehende DO-Schleife führt den ersten Schritt des Dekonvolutionsverfahrens durch Anwendung einer Wiener Invers-Digital-Filter-Operation über eine Initialisierungsumkehr von TRW (I) in das Produkt mit den ungeraden Terms von PKG(I) und summiert mit der Variablen AMPO.AMPO wird dann mit einem Faktor 4 in der Anweisung 0200 multipliziert, um die ganzzahlige Teilsumme für die ungeraden Terms nach der Simpson¹ sehen Regel zu vervollständigen. Die Anweisungen O22O, 0230 und 0240 bilden eine DO-Schleife, die genau dieselben Operationen ausführt, wie die durch die Anweisung 0170 gestartete DO-Schleife, mit der Ausnahme, daß auch initialiserte Terms summiert mit der Variablen AMPE eingeschlossen sind. AMPE wird mit einem Faktor 2 in der Anweisung 0250 multipliziert₍ und der Endwert des Simpson¹sehen Integrals wird in der Anweisung 0260 vervollständigt, welche die mnemotechnische Ausgangsvariable AMP definiert. Die Anweisungen 0270 und 0300 verschieben die initialisierten Werte für PKG(I) um ein Wort und lösen den A/D Umsetzer 62 aus. Der häufigste PKG-Wert wird dann übertragen und in den Speicher des PLA-Steuer-Invers-Filter-Mikrorechners durch die READ-Anweisung 0320 von der FORMAT-Anweisung 0600 eingespeichert. Der endgültige ΙΟ-Bit Ausgang AMP des PKG-Dekonvolutions-Mikroprogramms erscheint als Ergebnis der WRITE I/O Übertragungs-Anweisung 0340. Die Rückkehr zur CONTINUE-Anweisung 0130 erfolgt über die GO TO Anweisung 0350, wodurch

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die Dekonvolutions-Mikroprogrammschleife wiederholt wird, bis der Taktgeber 0 3 stoppt und die Steuerung des Mikroprogramms auf die Anweisung 0000 für Wiederanlauf gestellt wird.

Ein berichtigter Digitalwert (AMP) für das dekonvolvierte PKG-Signal 4a erscheint jede Millisekunde am 10-Bit-Ausgang des PLA-Steuer-Invers-Filter-Mikrorechners 63 und schließt an

9 die ΙΟ-Bit Digital/Analog-Umsetzerkette R über R x2 an,die auf den invertierenden Eingang des Summier-Operationsverstärkers A4c konvergiert, während der 1.2K Widerstand 28 die Gleichstromvorspannung stabilisiert. Der Widerstand R der Umsetzer-

9° kette hat einen Wert von IK,und daher ist R_qx2 gleich 512 K.

Die komplexe Impedanz des parallelen R-C-Rückkopplungsgliedes aus IK Widerstand R27 und 0.33-uF Kondensator C19 beeinflußt den Gesamtverstärkungsfaktor der Summierwiderstands-Eingangs-

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kette R über R x2 und dämpft sowohl hochfrequentes analoges als auch digitales Rauschen über 500 Hz mit einer Geschwindigkeitsrate von 6db/0ktave. Die Siliziumdiode D7 unterdrückt das Grundrauschen bei allen Frequenzen, während der 56θΧ1 Widerstand R29 und der 0.58 .uF Kondensator C30 ein paralleles R-C-Glied bilden, um Frequenzen über 500 Hz am PKG Dekonvolver-Ausgang 5a zu dämpfen.

Im übrigen ist noch zu erwähnen, daß die VerstärkerA4 a, A4b und A4c identische Hochleistungs-Operationsverstärker mit internem Frequenz ausgleich sind.

Zu der in Fig. 1 dargestellten Anordnung ist zu sagen, daß der Verhältnisteiler 18 zur Berechnung eines Durchschnittswertes für das PEP/LVET-Verhältnis über zwei oder mehrere systolische Phasen programmierbar ist. Ein solcher Durchschnittswert kann sich in Verbindung mit den zugehörigen Regressionsformeln für die Errechnung des Schlagvolumenindexes,des Herzindexes, des Austreibungsanteils, und der Herzleistung als wertvoll erweisen. In ähnlicher Weise kann der Ausgang des LVET/Zeitgebers 12 und des PEP-Zeitgebers 13 ebenfalls über zwei oder mehr systolische Phasen auf einen Mittelwert gesetzt werden, um anomale Schwankungen zu stabilisieren.

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Claims

Dipl.·Ing. E. Eder Dipl.-Ing. K. Schieschke •Manchen 40. Elisdi;siti4Uaee34 DENNY CHARLES CORMIER Miami/Florida U.S.A. Verfahren und Schaltungsanordnung zur raschen, eingriffsfreien Bestimmung der systolischen Zeitintervalle Patentansprüche:

1.] Verfahren zur eingriffsfreien Bestimmung der Herztätigkeit durch Messung der systolischen Zeitintervalle (STI) dadurch gekennzeichnet, daß die Herztöne in ein elektrisches Phonokardiogrammsignal umgewandelt werden, aus dem die systolischen Zeitintervall-Vorgänge in einer Invertier-Filteranordnung extrahiert werden, wobei diese Filteranordnung auf von grundlegenden biophysikalischen Herzparametern ausgehenden und zur Extrahierung der systolischen Zeitintervall-Vorgänge aus dem Phonokardiogramm-signal aufgestellte Formeln abgestimmt ist, und daß die systolischen Zeitintervalle als auszuwertende Kennwerte für die Herztätigkeit angezeigt werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Invertierfilteranordnung nach dem Dekonvolutionsverfahren arbeitet.

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3. Verfahren nach den Ansprüchen 1 und 2, dadurch gekennzeichnet, daß das Extrahieren vorbestimmter systolischer Zeitintervall-Vorgänge auf Realzeitbasis erfolgt.

4. Verfahren nach den Ansprüchen 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die beginnende Herzkontraktion und Aortaklappenvorgänge auf Realzeitbasis aus dem Phonokardiogrammsignal extrahiert werden und daß aus dem dekonvolvierten Phonokardiogramm-Signal elektrisch die Anspannungsphase PEP und die LVET getrennt und schließlich die PEP und LVET Zeitintervalle als Kennwerte für die Herztätigkeit angezeigt werden.

5. Verfahren nach den Ansprüchen 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die PEP-und LVET-Zeitintervalle als Verhältnis PEP/ LVET angezeigt werden.

6. Verfahren nach den Ansprüchen 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die PEP-und LVET-Zeitintervalle kontinuierlich Takt für Takt angezeigt werden.

7. Verfahren nach den Ansprüchen 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Herzimpulsintervalle aus dem dekonvolvierten Phonokardiogramm extrahiert und Takt für Takt dargestellt werden.

8. Verfahren nach den Ansprüchen 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die vor der Dekonvolution durch die Umwandlung erfolgende Frequenz- und Phasenverzerrung des elektrischen Phonokardiogrammsignals ausgeglichen wird.

9. Verfahren nach den Ansprüchen 1, 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Trennung von PEP und LVET aus dem dekonvolvierten Phonokardiogramm-Signal durch Umsetzen des konvolvierten Phonokardiogramm-Signals in eine digitale logische Information erfolgt und die Angabe der Zeitintervalle als Digitalanzeige erfolgt.

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10. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Angabe der Zeitintervalle durch Darstellung auf einer optischen Digitalanzeige-Vorrichtung erfolgt.

11. Verfahren nach den Ansprüchen 1 bis 10, dadurch gekenn zeichnet, daß PEP und LVET aus dem dekonvolvierten PKG-Signal elektronisch getrennt werden und nach jeder Systole genau gemessen und die PEP und LVET-Werte angezeigt werden.

12. Verfahren nach den Ansprüchen 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, daß von den grundlegenden mechanisch-akustischen Eigenschaften des Herzsystems das Einschwingverhalten TRW

(t) und ihre Fourier-Transformation TRW(f) für das Herz abgeleitet werden, daß eine Systemfunktion als Umkehr fer Fouriertransformation TRW (f) für einen vorbestimmten Frequenzbereich angepaßt wird und ein Ausgang aus der angepaßten umgekehrten Syptemfunktion erzeugt wird, welcher dem Beginn der Einschwingwelle TRW (t) entspricht, die sich durch die beginnende Herzkontraktion und Aortaklappenvorgänge ergibt, die STI zeitlich begrenzen.

13. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß die analytische Formel für TRW (t) wie folgt lautet:

TRW(t) = 3Ae"^t/*^O12sin2? (65 )t - Ae"^t/-^O15sin2?^/(100)t wobei A = SVE(O), und t in Sekunden.

14. Schaltungsanordnung zur Durchführung des Verfahrens nach einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine elektrische Anordnung zur Anpassung der Umkehrung der Fouriertransformation für das durch die grundlegenden mechanisch-akustischen Eigenschaften des Herzens bedingte Einschwingverhalten TRW(f), wodurch ein dem SVE(t) entsprechendes Ausgangssignal zur Bestimmung der Zeitgrenzen von STI erzeugt wird.

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15. Schaltungsanordnung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die elektrische Anordnung aus Analogschaltkreisen besteht.

16. Schaltungsanordnung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die elektrische Anordnung aus Digitalschaltkreisen besteht.

17. Schaltungsanordnung nach den Ansprüchen 14 bis 16, gekennzeichnet durch einen Meßwertgeber, der die Herztöne in ein elektrisches Phonokardiogramm-Signal umsetzt (PKG), einen Dekonvolver zur Umformung des PKG-Signals in ein dekonvolviertes Signal, das eine Reihe von den systolischen Vorgängen entsprechenden Spitzen unterschiedlicher Amplituden enthält, eine Anordnung zur Umsetzung des dekonvolvierten PKG-Signals in ein Signal einheitlicher Polarität, eine Anordnung zur Trennung und Unterscheidung der PEP und LVET definierenden Zeitgrenzen aus dem umgesetzten Signal, eine Anordnung zur Errechnung der Werte für PEP und LVET und durch eine Einrichtung zur Anzeige dieser Werte.

18. Schaltungsanordnung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß sie eine Entzerrerschaltung einschließt, welche eine etwaige durch die Umsetzeranordnung erzeugte Phasen- oder Frequenzverzerrung des PKG-Signals ausgleicht.

19. Schaltungsanordnung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß sie eine selbsttätige Verstärkungsregelung einschließt, die das Phonokardiogramm-(PKG)-Signal auf einem konstanten RMS-Pegel hält.

20. Schaltungsanordnung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß sie einen Signalformer zur Unterdrückung des Rauschens des dekonvolvierten Signals einschließt.

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21. Schaltungsanordnung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß die Trenn- und Unterscheidungsanordnung aus einer Kombination linearer und digitaler logischer Schaltkreise besteht.

22. Schaltungsanordnung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß die Trenn- und Unterscheidungsanordnung das Intervall des Herzschlages zur Messung der Herzfrequenz bestimmt.

23. Schaltungsanordnung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß die Anordnung zur Berechnung der PEP-und LVET-Werte aus einer Kombination eines Mikrorechners und programmierter logisch verknüpfter integrierter Schaltkreise besteht, die die Realzeitwerte für PEP und LVET berechnen.

24. Schaltungsanordnung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß die Anordnung zur Errechnung der PEP-und LVET-Werte aus der Kombination eines Mikrorechners und programmierter logisch verknüpfter integrierter Schaltkreise besteht, die die Realzeit-Werte für PEP, LVET und des PEP/LVET-Verhältnisses berechnen.

25. Schaltungsanordnung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß die PEP und LVET-Werte in Digitalformat angezeigt werden.

26. Schaltungsanordnung nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, daß die Werte für PEP, LVET und das PEP/LVET-Verhältnis in Digitalformat angezeigt werden.

Patentanwälte

DIpI.-Ing. E. Eder

Dipl.-Ing. K. Schieschke

8 Manchen 44». tu JiU. s.; utraBe 34 - 6 -

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