DE4235318A1

DE4235318A1 - Verfahren und vorrichtung zum entfernen einer grundlinienschwankung von einem ekg-signal

Info

Publication number: DE4235318A1
Application number: DE4235318A
Authority: DE
Inventors: Patricia Arand; Tim Lacroix
Original assignee: Hewlett Packard Co
Current assignee: Agilent Technologies Inc
Priority date: 1992-03-17
Filing date: 1992-10-20
Publication date: 1993-09-23
Anticipated expiration: 2012-10-21
Also published as: JP3326229B2; JPH0614896A; US5318036A; DE4235318C2

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein Verfahren und Vorrichtungen zum Entfernen einer Grundlinienschwankung von einem EKG-Signal. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf derartige Verfahren und Vorrichtungen, welche einen Fil ter verwenden, das ein nicht-lineares Phasenantwortverhalten hat.

Bei der Aufnahme und Analyse von EKG-Signalverläufen werden Elektroden an einem Patienten angebracht, um das EKG-Signal zu erfassen. Gelegentlich wird das Signal an einen sogenann ten Holter-Monitor geliefert, der ein durch den Patienten getragenes Aufzeichnungsgerät ist. Nachdem die Daten über eine vorbestimmte Zeitdauer gesammelt worden sind, werden sie an ein System übertragen, welches die gesammelten Daten analysiert und anzeigt. Ein derartiges System eignet sich für die Diagnose bestimmter Arten von Herzzuständen. Jedoch ist es in gewissen Situationen für einen behandelnden Arzt wünschenswert und erforderlich, den EKG-Signalverlauf auf einer Echtzeitbasis zu beobachten. Wenn beispielsweise ein Patient während eines Belastungstestes überwacht wird, ist es kritisch, daß der behandelnde Arzt oder das sonstige kli nische Personal den EKG-Signalverlauf im wesentlichen in dem Moment beobachtet, in dem dieser auftritt, falls Veränderun gen im Signalverlauf einen Zustand anzeigen, der eine Verän derung des Testes oder einen Testabbruch erforderlich machen könnte.

Die Grundlinie eines EKG-Signalverlaufes kann sich erheblich ändern. Derartige Veränderungen sind als Grundlinienschwan kungen bekannt. Grundlinienschwankungen können beispielswei se durch die Atmung, einen schlechten Elektrodenkontakt und das Schwitzen des Patienten verursacht werden. Es gibt über einen Bereich von Frequenzen sowohl Grundlinienschwankungen mit hoher Amplitude wie auch Grundlinienschwankungen mit niedriger Amplitude. Da die Spektren der Grundlinienschwan kung und des EKG-Signales sehr nahe aneinander liegen, und sich in gewissen Fällen überlappen, ist es schwierig, die Grundlinienschwankung zu beseitigen und ein unverzerrtes bzw. unbeeinträchtigtes EKG-Signal übrig zu lassen, wobei diese Schwierigkeit insbesondere dann auftritt, wenn eine Echtzeitüberwachung erforderlich ist.

Es gibt bekannte Techniken zum Entfernen der Grundlinien schwankung, die als "cubic spline"-Verfahren bekannt sind. Unter Verwendung dieses Verfahrens wird die Grundlinien schwankung mit einem Polynom der dritten Ordnung geschätzt, wobei der Schätzwert von dem EKG-Signal subtrahiert wird. Dieses Verfahren hat jedoch eine Anzahl von Nachteilen. Um den Schätzwert zu erzeugen, werden drei Datenpunkte inner halb des EKG-Signalverlaufes, welche Knoten genannt werden, lokalisiert. Die Knoten liegen typischerweise auf den PR- Segmenten von drei aufeinanderfolgenden Herzschlägen in dem EKG-Signalverlauf. Die Herzschlagzeitpunkte werden durch einen QRS-Detektor (Herzschlagdetektor) erfaßt und verwen det, um die PR-Segmente zu lokalisieren. Da jedoch sämtliche QRS-Detektoren gelegentlich falsche Herzschlagzeitpunkte er zeugen, wird das EKG-Signal gestört, wenn ein Datenpunkt zu einem falschen Herzschlag ermittelt wird. Ferner kann in einer Umgebung hohen Rauschens der QRS-Detektor ausfallen. Gleichfalls können Grundlinienschwankungen mit scharfen Übergängen nicht in genauer Weise durch kupische Polynome (Polynome der dritten Ordnung) beschrieben werden. Die Ver arbeitungsverzögerung zwischen der Echtzeit-EKG-Signalform und der korrigierten Signalform hängt von der Herzschlagrate ab. Die inhärente Verzögerung beträgt drei Herzschläge, da die Information von drei aufeinanderfolgenden Herzschlägen benötigt wird, bevor eine Schätzung der Grundlinie zwischen den ersten beiden Herzschlägen berechnet werden kann. Daher beträgt bei einer Herzschlagrate von 60 Schlägen pro Minute die Verzögerung wenigstens drei Sekunden.

Zusätzlich zu diesem "cubic splinell-Verfahren gibt es be kannte Filtertechniken zum Entfernen der Grundlinienschwan kung von dem EKG-Signalverlauf. Zwei Filter, welche zur Fil terung des EKG-Signalverlaufes verwendet worden sind, sind das sogenannte FIR-Filter (FIR = finite-impulse response bzw. finite-impulse Antwort) und das IIR-Filter (IIR = infinite-impulse response bzw. infinite-impulse Antwort). Sowohl FIR-Filter als auch IIR-Filter können durch Gleichun gen mit einer vorbestimmten Anzahl von Variablen und ent sprechenden Koeffizienten beschrieben werden, die miteinan der die Betriebscharakteristik eines Filters festlegen. Je höher die Anzahl der Filterkoeffizienten ist, desto mehr Berechnungen werden benötigt, um einen einzigen Ausgangsda tenpunkt zu erzeugen.

Die amerikanische Herzvereinigung (AHA) und die Vereinigung für die Fortentwicklung medizinischer Geräte (AAMI) schlagen vor, daß eine Frequenz von 0,67 Hz als Grenzfrequenz eines Hochpaß-Grundlinienschwankungs-Filters verwendet werden soll. Jegliches Filter zum Entfernen der Grundlinienschwan kung aus dem EKG-Signalverlauf muß scharfe Übergangsbereiche haben. FIR-Filter sind dahingehend nachteilig, daß viele Koeffizienten benötigt werden, um einen scharfen Übergangs bereich zu erzeugen.

IIR-Filter können andererseits einen scharfen Übergangsbe reich mit einer geringen Anzahl von Koeffizienten erzielen. Jedoch haben IIR-Filter mit einer ausreichend hohen Grenz frequenz zum Entfernen der Grundlinienschwankung ein nicht lineares Phasenantwortverhalten, welches wichtige Komponen ten des EKG-Signalverlaufes verzerrt. In einer Veröffentli chung David W. Mortara, Digital Filters for ECG Signals, Computers in Cardiology, Seiten 511-514 (IEEE, 1977) ist ein IIR-Filter beschrieben, welches eine hohe Grenzfrequenz hat und daher nur geringe Niederfrequenzverzerrungen verur sacht. Dieses Filter hat jedoch eine hohe Verstärkung in dem Durchlaßband. Daher kann jegliche Grundlinienschwankung, die eine Frequenz hat, welches in das Durchlaßband fällt, her vorgehoben werden.

In der Fachveröffentlichung Erik W. Pottala, et al., Suppression of Baseline Wander in the ECG Using a Bilinearly Transform, Null-Phase Filter, Journal of Electrocardiology 22 (Suppl): 244 (1989) ist ein Filter mit einem nicht-linea ren Phasenantwortverhalten beschrieben, welches zur Filte rung einer EKG-Signalform verwendet wird. Dieses Filter filtert die Daten sowohl zeitlich vorwärts als auch zeitlich rückwärts, um auf diese Weise Nicht-Linearitäten zu entfer nen, die durch das Filter injiziert werden. Das Problem bei der Benutzung dieser Technik liegt darin, daß das gefilterte Signal solange nicht verfügbar ist, bis es sowohl in Vor wärtsrichtung wie auch in Rückwärtsrichtung gefiltert ist. Daher verwendet dieses Filter die zeitliche Vorwärtsfilte rung bzw. zeitliche Rückwärtsfilterung nur im Zusammenhang mit der Entfernung der Grundlinienschwankung aus dem EKG durch einen Lauf einer vorbestimmten Länge von Daten von beispielsweise fünf Sekunden Länge, wobei diese Daten zu nächst in einer Vorwärtsrichtung durch ein Filter und dar aufhin in einer zeitlich umgekehrten Richtung durch das Fil ter geschickt werden, um dadurch die Grundlinienschwankung zu entfernen. Eine solche Filterung eignet sich nicht für Situationen, bei denen eine annähernde Echtzeitüberwachung erforderlich ist.

Ausgehend von diesem Stand der Technik liegt der vorliegen den Erfindung die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Entfernen einer Grundlinienschwankung von einem EKG-Signal zu schaffen, welche sich für die Echtzeit überwachung eignen und bei denen keine nennenswerten Signal verzerrungen auftreten.

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren gemäß Patentanspruch 1 und durch eine Vorrichtung gemäß Patentanspruch 6 gelöst.

Bei einem Verfahren zum Entfernen der Grundlinienschwankung von einem EKG-Signal wird dieses an ein Filter mit einem nicht-liniearen Phasenantwortverhalten angelegt, welches gefilterte Signaldaten erzeugt. Diese Daten werden gespei chert und Blöcke der gespeicherten Daten werden in zeitlich umgekehrter Reihenfolge an das nicht-lineare Filter ange legt, um auf diese Weise in Rückwärtsrichtung gefilterte Blöcke zu erzeugen. Jeder der in Rückwärtsrichtung gefil terten Blöcke wird in chronologischer Reihenfolge angezeigt.

Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung überlappen sich die Blöcke der gespeicherten Daten, die in der zeitlich um gekehrten Reihenfolge an das Filter angelegt werden, zeit lich zueinander, wobei der erste Teil der in Rückwärtsrich tung gefilterten Blöcke außer acht gelassen wird, da er in nerhalb der Einstellzeit des Filters liegt.

Die vorliegende Erfindung liefert die Vorteile eines einfach realisierbaren IIR-Filters, obwohl die Nicht-Linearitäten entfernt werden, die durch das Filter verursacht werden, und liefert eine Anzeige des EKG-Signales mit entfernter Grund linienschwankung annähernd auf Echtzeitbasis.

Bevorzugte Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung werden nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 ein schematisches Diagramm einer erfindungsgemäß aufgebauten Vorrichtung;

Fig. 2 eine schematische Darstellung von Datenblöcken, in die das EKG-Signal gemäß dem bevorzugten Ausfüh rungsbeispiel der vorliegenden Erfindung unterteilt wird;

Fig. 3 eine Kurve der Frequenzantwort des IIR-Filters gemäß dem bevorzugten Ausführungsbeispiel;

Fig. 4 das Antwortsignal des Filters gemäß dem bevorzugten Ausführungsbeispiel auf ein Pulseingangssignal;

Fig. 5 Darstellungen von EKG-Signalverläufen, welche nicht korrigiert sind und bei denen die Grundlinien schwankung entfernt ist;

Fig. 6 die Darstellung eines Test-EKG-Signales sowie eines über das erste Signal aufgetragenen Signales nach dessen Filterung gemäß dem erfindungsgemäßen Ver fahren; und

Fig. 7 eine Beziehung zwischen der Einstellzeit des Fil ters und der Prozessorbandbreite, die bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel benötigt wird.

Bezugnehmend auf die Zeichnungen und insbesondere auf Fig. 1 bezeichnet das Bezugszeichen 10 allgemein ein schematisches Diagramm eines Systemes zum Darstellen eines EKG-Signales, dessen Grundlinienschwankung entfernt ist. Das System 10 um faßt einen Analog-Digital-Wandler 11, ein Vorwärtsfilter 12, das nachfolgend als erstes Filter bezeichnet wird, einen Puffer 14 und ein Rückwärtsfilter 16, das nachfolgend als zweites Filter bezeichnet wird. Die Filter 12, 16 werden nachfolgend als nicht-lineare Filter bezeichnet. Im Sinne der vorliegenden Beschreibung sei der Begriff "nicht-linea res Filter" als ein Filter mit einem nicht-linearen Phasen antwortverhalten verstanden. Bei dem ersten Ausführungsbei spiel der Erfindung umfaßt das Filter 12 ein IIR-Filter der zweiten Ordnung mit unendlicher (infiniter) Impulsantwort (IIR-Filter), welches durch folgende Gleichung charakteri siert ist:

a₀y(i)=b₀x(i)+b₁x(i-1)+b₂x(i-2)-a₁y(i-1)-a₂y(i-2).

In dieser Gleichung bezeichnen a und b Filterkoeffizienten, x(i) einen EKG-Abtastwert, x(i-1) einen vorherigen EKG-Ab tastwert und x(i-2) einen EKG-Abtastwert, der vor dem Wert x(i-1) auftrat. Das Filterausgangssignal ist y(i), wobei y(i-1) und y(i-2) die vorhergehenden beiden Filterausgangs werte sind. Wenn der Analog-Digital-Wandler 11 500 Abtastun gen pro Sekunde vornimmt, wie dies im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispieles der Fall ist, haben die Filterkoeffi zienten folgende Werte:

b₀= 0,99518889087062
b₁= 1,99037778174124
b₂= b₀
a₀= 1,0
a₁= 1,99035274726943
a₂= 0,99040281621305.

Bei dem Ausführungsbeispiel der Erfindung wird das IIR-Fil ter 12 durch einen Computer-Code realisiert. Ein Fachmann auf dem Gebiet der Realisierung von IIR-Filtern mit einem Computer-Code kann aufgrund der obigen Gleichung, aufgrund der Abtastrate und aufgrund der Koeffizientenwerte einen geeigneten Code für die Realisierung des Filters schreiben. Es sei angemerkt, daß die Koeffizienten mit einer geeigne ten numerischen Präzision für einen speziellen Mikroprozes sor umgewandelt werden müssen, mit dem das Programm ausge führt werden soll, welches die Erfindung realisiert.

Bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel der Erfindung um faßt das Rückwärtsfilter 16 ein Filter, das im wesentlichen dem Filter 12 entspricht. Es wird mit dem gleichen Code auf einem separaten Mikroprozessor realisiert.

Wie man in Fig. 1 erkennt, werden digitalisierte EKG-Daten von dem Converter 11 durch das Filter 12 gefiltert und in einen Puffer 14 geschrieben, der in dem vorliegenden Ausfüh rungsbeispiel der Erfindung einen üblichen Speicher mit wahlfreiem Zugriff (RAM) umfaßt. Das Rückwärtsfilter 16 liest die gefilterten Daten von dem Puffer 14 in der umge kehrten chronologischen Reihenfolge, filtert dieselben und, wie nachfolgend detailliert erläutert werden wird, speichert einen Teil der rückwärts gefilterten Daten in einer Warte schlange 18. Die Warteschlange 18 umfaßt gleichfalls ein übliches RAM. Die rückwärts gefilterten Daten werden von der Warteschlange durch eine übliche Videoanzeigeschaltung 20 gelesen und einer an sich bekannten Art einem Monitor 22 zu geführt, auf der die EKG-Signalform mit der von dieser ent fernten Grundlinienschwankung beobachtet werden kann.

Es sei angemerkt, daß der in der vorliegenden Beschreibung benutzte Begriff "EKG-Signal" oder "EKG-Signalverlauf" sich auf das Analogsignal bezieht, das von einem Patienten einem Konverter 11 zugeführt wird, oder sich auf das digitalisier te Analogsignal bezieht, welches durch die Filter 12, 16 verarbeitet wird, oder sich auf das Signal bezieht, dessen Grundlinienschwankung entfernt ist und welches auf dem Mo nitor 22 angezeigt wird.

Nachfolgend wird erläutert, wie das System 10 arbeitet, um die Grundlinienschwankung zu entfernen. Zunächst wird unter Bezugnahme auf Fig. 5 eine EKG-Signalform 23 erläutert, bei der eine ebidente Grundlinienschwankung von links nach rechts und von oben nach unten in Fig. 5 durchläuft. Oben ist eine korrigierte EKG-Signalform 24 wiedergegeben, die ebenfalls von links nach rechts und von oben nach unten un mittelbar nahe des Signalverlaufes 23 fortschreitet. Der Signalverlauf 24 umfaßt den Signalverlauf 23, nachdem dieser durch das System 10 verarbeitet ist, um die Grundlinien schwankung zu entfernen. Die Signalverläufe sind in Fig. 5 zeitlich synchronisiert dargestellt, das bedeutet, daß die in dem Signalverlauf 24 enthaltenen Datenpunkte unmittelbar neben entsprechenden Datenpunkten in dem Signalverlauf 23 liegen, nachdem diese verarbeitet sind, um die Wirkung der Grundlinienschwankung zu beseitigen. Wie in Fig. 1 gezeigt ist wird der unkorrigierte Signalverlauf 23 an den Eingang des Konverters 11 angelegt, wobei der korrigierte Signal verlauf 24 auf dem Monitor zeitlich geringfügig verzögert dargestellt wird, wie nachfolgend erläutert wird.

Der Konverter 11 erzeugt ständig digitalisierte EKG-Signale, die dem Eingang des Filters 12 zugeführt werden. Das Filter 12 filtert kontinuierlich die digitalisierten Daten, die in sequenzielle Adressen in dem Puffer 14 unter der Steuerung eines üblichen Mikroprozessors (nicht dargestellt) einge schrieben werden.

Der Code zur Realisierung des Rückwärtsfilters 16 umfaßt einen Zeiger, der Daten von dem Puffer 14 zurückgewinnt und diese dem Eingang des Filters 16 zuführt. Bei dem vorliegen den Ausführungsbeispiel der Erfindung legt der Zeiger drei Sekunden-Blöcke kontinuierlicher Daten von dem Puffer 14 in umgekehrter zeitlicher Reihenfolge an den Eingang des Fil ters 16 an. Wie in Fig. 2 gezeigt ist, verdeutlicht eine Linie 26 ungefähr 9 Sekunden von digitalisierten EKG-Daten, die in dem Puffer 14 in chronologischer Reihenfolge gespei chert sind. Der Eingangszeiger von dem Filter 16 legt drei Sekundenblöcke 28, 30, 32, 34, 36, 38 in der genannten Rei henfolge an, wobei jedoch jeder Block in der umgekehrten chronologischen Reihenfolge zugeführt wird. Sobald bei spielsweise die ersten drei Sekunden der gefilterten Daten, Block 28, in dem Puffer 14 gespeichert ist, liest der Ein gangszeiger für das Filter 16 die digitalisierten Daten, die bei t = 3,0 Sekunden beginnen und bis t = 0,0 Sekunden fort schreiten und legt diese an den Eingang des Filters 16 an. Während dieser Zeit werden die Daten von dem Ausgang des Filters 12 kontinuierlich von dem Puffer 14 in chronologi scher Reihenfolge beginnend von t = 3,0 Sekunden geschrie ben.

Da das Filter 16 eine Einstellzeit von ungefähr 1,5 Sekunden hat, werden die ersten 1,5 Sekunden des Datenausgangssigna les von dem Filter 16, nämlich der Bereich von t = 3,0 bis t = 1,5 Sekunden außer acht gelassen, d. h. nicht in der Warteschlange 18 gespeichert. Die Daten, die nach den ersten 1,5 Sekunden verarbeitet werden, nämlich zwischen t = 1,5 und t = 0,0 Sekunden, sind jenseits der Einstellzeit, so daß deren Wert nicht durch die Filtercharakteristika beeinträch tigt werden. Derartige Daten werden der Reihe nach in der Warteschlange 18 abgespeichert.

Sobald 4,5 Sekunden der Daten in dem Puffer 14 gespeichert sind, beginnt der Eingangszeiger für das Rückwärtsfilter 16 mit dem Lesen des Blockes 30 in der umgekehrten chronolo gischen Reihenfolge (von t = 4,5 bis t = 1,5 Sekunden) in das Filter. Die ersten 1,5 Sekunden des Ausgangssignales des Filters 16 von t = 4,5 Sekunden bis t = 3,0 Sekunden werden ebenfalls nicht in der Warteschlange 18 gespeichert, wobei der Rest der Daten, d. h. der Abschnitt von t = 3,0 bis t = 1,5 Sekunden, in der Warteschlange 18 in der Reihenfolge gespeichert werden und sich an die Daten von 1,5 bis 0,0 Sekunden anschließen, die mit dem Block 28 gefiltert worden sind.

Wenn die in dem Puffer 14 gespeicherte EKG-Signalform 6 Se kunden Zeit gemäß Fig. 2 umfaßt, wird der Block 32 in umgekehrter chronologischer Reihenfolge an den Eingang des Filters 16 angelegt. Derjenige Teil des Ausgangssignales des Filters 16 zwischen t = 6,0 Sekunden und t = 4,5 Sekunden wird nicht in der Warteschlange 18 gespeichert. Das Aus gangssignal des Filters zwischen t = 4,5 Sekunden und t = 3,0 Sekunden wird kontinuierlich der Reihe nach gespeichert und in chronologischer Reihenfolge mit den vorher gespei cherten Daten abgelegt.

Wenn die Filterung in der oben beschriebenen Art fortschrei tet, können nachfolgend in den Puffer 14 geschriebene Daten über vorherige Daten geschrieben werden, welche bereits an das Rückwärtsfilter 16 angelegt worden sind. Die konventio nelle Videoanzeigeschaltung 20 liest kontinuierlich Daten von der Schlange 18 und verursacht deren Anzeige auf dem Monitor einer an sich bekannten Art. Wenn die Daten von der Warteschlange 18 angezeigt werden, werden nachfolgend in die Warteschlange geschriebene Daten über die Daten geschrieben, die bereits von der Warteschlange 18 ausgelesen worden sind, und auf dem Monitor 22 angezeigt. Daher wird das EKG-Signal 23 gemäß Fig. 5 an den Eingang des Konverters 11 angelegt, wobei das gefilterte EKG-Signal 24 auf dem Monitor 22 dar gestellt wird.

Fig. 3 ist eine Darstellung der Frequenzantwort des Filter prozesses, der von dem System 10 durchgeführt wird. Mit an deren Worten bewirkt der Filterprozeß eine Gegenüberstellung der Frequenzen in den Daten, die an den Eingang des Filters 12 angelegt werden, bezüglich der Frequenzen der Daten in der Warteschlange 18. Es gibt keine Verstärkung im Durch laßbereich. Die Filtergrenzfrequenz liegt bei 0,67 Hz.

Fig. 4 zeigt das Antwortverhalten der Vorwärtsfilterung und der Rückwärtsfilterung, die durch das System 10 bei einem Puls ausgeführt werden, der bei 0 beginnt und auf 0,003 Volt ansteigt und dann erneut auf 0 abfällt. Das Antwortsignal ist in gestrichelten Linien dargestellt und tritt zeitlich nach dem Eingangspuls auf, ist jedoch über diesen Puls ge legt, um einen Vergleich der beiden Pulse zu ermöglichen. Es sei angemerkt, daß durch den Rückwärtsfilterprozeß die Fil tereinstellung bzw. Filtereinschwingung sowohl vor als auch nach dem Auftritt des Pulses wiedergegeben wird. Wenn ledig lich eine Vorwärtsfilterung des Eingangspulses vorgenommen wird, bewirkt dies, daß die Filtereinstellung bzw. das Fil tereinschwingen lediglich nach dem Auftreten des Pulses stattfindet, wobei jedoch in diesem Fall ein nicht-lineares Antwortverhalten auch nach dem Dateneinschwingen oder Daten einstellen bewirkt wird.

Was man in Fig. 6 als eine einzige EKG-Signalform erkennt, die sich in chronologischer Reihenfolge von links nach rechts und von oben nach unten erstreckt, ist tatsächlich ein Signalverlauf, der oberhalb eines anderen Signalverlau fes wiedergegeben ist. Fig. 6 ist das Ergebnis einer Prüfung in Hinblick auf die Verzerrung des EKG-Signales, bei der ein ideales EKG-Signal ohne Grundlinienschwankung an den Eingang des Wandlers 11 in dem System 10 angelegt wird. Dieses Ein gangssignal und das Ausgangssignal von der Warteschlange 18 nach dem oben beschriebenen Betrieb des Systemes 10 sind übereinander dargestellt, um darzustellen, daß keine Ver zerrung in der EKG-Signalform vorliegt.

Fig. 9 zeigt die Beziehung zwischen der zeitlichen Verzö gerung und der Prozessorbandbreite, die benötigt wird, um das bevorzugte Ausführungsbeispiel zu realisieren. Die Ver zögerungszeit steht in Beziehung zu der Länge der Blöcke, wie beispielsweise der Blöcke 28, 30 usw., in Fig. 2, welche in der oben beschriebenen Art in Rückwärtsrichtung gefiltert sind. Die Länge dieser Datenblöcke steht ihrerseits in Be ziehung zu der Zeit, die für die Einstellung des Filters er forderlich ist, da entsprechend viele Daten von dem Aus gangssignal des rückwärts gefilterten Blocks außer acht ge lassen werden müssen. Man sieht, daß die minimale Blockgröße und daher die minimale Verzögerung bis zur Anzeige der EKG- Daten 1,5 Sekunden plus einen Datenpunkt beträgt. Das Aus gangssignal eines jeden Blockes der Daten von dem Rück wärtsfilter 16 erzeugt daher einen nutzbaren Datenpunkt. Es sei beispielsweise angenommen, daß ein EKG-Signalverlauf bei t = 0 Sekunden beginnt, daß die Länge eines jeden Daten blockes für die Rückwärtsfilterung 4 Sekunden beträgt im Gegensatz zu den in Fig. 2 unterstellten 3 Sekunden, und daß die Filtereinstellzeit bei 1,5 Sekunden bleibt. Der erste Block der rückwärts gefilterten Daten erzeugt gefilterte Daten von t = 0 bis t = 2,5 Sekunden. Der nächste Block, der von dem Puffer 14 erhalten wird, muß daher bei t = 2,5 Se kunden beginnen und sich bis t = 6,5 Sekunden erstrecken, um auf diese Weise gefilterte Daten während t = 5 Sekunden in der Warteschlange 18 zu erzeugen. Die Länge des Daten blockes, der für die Rückwärtsfilterung ausgewählt wird, gleicht der Zeitverzögerung zwischen dem Auftreten der Echt zeit-EKG-Signalform und der Anzeige der gefilterten Signal form plus der Filtereinstellzeit.

Es sei angemerkt, daß das Verfahren, mit dem die gefilterte EKG-Signalform angezeigt wird, einen Einfluß auf die Menge der Daten hat, welche außer acht zu lassen ist, nachdem ein jeder Datenblock das Rückwärtsfilter 16 durchlaufen hat. Beispielsweise ist eine Monitorauflösung geringer als die jenige, die durch einen Druck einer EKG-Signalform erzielt wird, wie er beispielsweise in Fig. 5 gezeigt ist. Wenn die Filtereinstellzeit gleich bleibt, ist es möglich, eine zu friedenstellende Auflösung auf einem Monitor zu erhalten, indem ein kleinerer Teil des anfänglichen Ausgangssignales von dem Filter 16 außer acht gelassen wird, als dies bei einem zu druckenden Ausgangssignal der Fall ist.

Auf einer Monitoranzeige können die verzögerten und gefil terten Abschnitte des Signalverlaufes auf der linken Seite der Länge eines Echtzeitsignalverlaufes entsprechend der Zeitverzögerung erscheinen. Ein Arzt oder ein anderer Kli nikmitarbeiter kann daher die gesamte EKG-Signalform beob achten, wie diese über den Monitor verläuft, wobei der jüngste Abschnitt unverzögert und in Echtzeit vorliegt und der Rest von der Grundlinienschwankung befreit ist, wobei der jüngste Abschnitt der korrigierten Signalform nach der Verzögerung erscheint, die durch das Filterverfahren des Systemes 10 erzeugt wird.

Claims

1. Verfahren zum Entfernen einer Grundlinienschwankung von einem EKG-Signal, gekennzeichnet durch folgende Ver fahrensschritte:
Anlegen des EKG-Signales an ein nicht-lineares Filter, das gefilterte Signaldaten erzeugt;
Speichern der gefilterten Signaldaten;
Anlegen von Blöcken der gespeicherten Daten in zeitlich umgekehrter Reihenfolge an das nicht-lineare Filter, um auf diese Weise in umgekehrter Richtung gefilterte Blöcke zu erzeugen; und
Anzeigen der in Rückwärtsrichtung gefilterten Blöcke in chronologischer Reihenfolge.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Verfahren ferner den Verfahrensschritt des Außerachtlassens eines ersten Abschnittes eines jeden in Rückwärtsrichtung gefilterten Blockes umfaßt, der im wesentlichen der Einstellzeit des Filters entspricht, vor dem Verfahrensschritt des Anzeigens des restlichen Abschnittes jedes in Rückwärtsrichtung gefilterten Blockes in chronologischer Reihenfolge.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt des Anzeigens eines jeden in Rückwärts richtung gefilterten Blockes in chronologischer Reihen folge den Schritt des Anzeigens des zurückbehaltenen Abschnittes eines jeden in Rückwärtsrichtung gefilter ten Blockes in chronologischer Reihenfolge umfaßt.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Schritte des Anlegens des EKG-Signales an das nicht-lineare Filter und des Anlegens der Blöcke der gespeicherten Daten in zeitlich umgekehrter Reihenfolge an das nicht-lineare Filter die Schritte des Anlegens des EKG-Signales an ein erstes nicht-lineares Filter und des Anlegens der Blöcke der gespeicherten Daten in zeitlich umgekehrter Reihenfolge an ein zweites nicht- lineares Filter, das im wesentlichen mit dem ersten nicht-linearen Filter übereinstimmt, umfassen.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet,
daß die Größe eines jeden Blockes der gespeicherten Daten für jeden Block der gespeicherten Daten gleich ist, und
daß der Schritt des Außerachtlassens eines ersten Ab schnittes eines jeden, in Rückwärtsrichtung gefilterten Blockes den Schritt des Außerachtlassens der gleichen vorbestimmten Datenmenge von dem ersten Teil des in Rückwärtsrichtung gefilterten Blockes umfaßt.

6. Vorrichtung zum Entfernen einer Grundlinienschwankung von einem EKG-Signal, gekennzeichnet durch folgende Merkmale:
ein erstes Filter (12) zum kontinuierlichen Filtern eines Echtzeit-EKG-Signales, um auf diese Weise ge filterte EKG-Daten zu erzeugen;
eine Einrichtung zum Unterteilen der gefilterten Daten in vorbestimmte Zeitdauern;
ein zweites Filter (16) zum Rückwärtsfiltern der Daten innerhalb einer jeden Zeitdauer; und
eine Einrichtung zum Anordnen der in Rückwärtsrichtung gefilterten Daten in chronologischer Reihenfolge zur Erzeugung eines kontinuierlichen EKG-Signales.

7. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung ferner eine Einrichtung zum An zeigen (20, 22) der angeordneten Daten, die zeitlich bezüglich des Echtzeit-EKG-Signales verzögert sind, um faßt.

8. Vorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet,
daß die vorbestimmten Zeitdauern überlappend sind, und
daß die Einrichtung zum Anordnen der in Rückwärtsrich tung gefilterten Daten in chronologischer Reihenfolge zur Erzeugung eines kontinuierlichen EKG-Signales eine Einrichtung zum Anordnen eines Teiles der in Rückwärts richtung gefilterten Daten in einer jeden Zeitdauer in chronologischer Reihenfolge zur Erzeugung eines konti nuierlichen EKG-Signales umfaßt.

9. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet,
daß jede vorbestimmte Zeitdauer mit einer weiteren um einen vorbestimmten Betrag überlappt, und
daß die Einrichtung zum Anzeigen der angeordneten Da ten, die zeitlich bezüglich des Echtzeit-EKG-Signales verzögert sind, eine Einrichtung zum Verzögern der an geordneten Daten um eine Zeitdauer, die im wesentlichen der Signalfilterzeit plus der Überlappungszeitdauer entspricht, umfaßt.

10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Überlappungszeitdauer im wesentlichen der Ein stellzeit des zweiten Filters entspricht.