EP3145400A2 - Ekg-gerät - Google Patents

Ekg-gerät

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Publication number
EP3145400A2
EP3145400A2 EP15735833.4A EP15735833A EP3145400A2 EP 3145400 A2 EP3145400 A2 EP 3145400A2 EP 15735833 A EP15735833 A EP 15735833A EP 3145400 A2 EP3145400 A2 EP 3145400A2
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
ecg device
frequency
converter
ecg
input
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP15735833.4A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Thomas Hassler
Maximilian Moser
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Human Research Institut fur Gesundheitstechnologie und Praventionsforschung GmbH
Joysys GmbH
Original Assignee
Human Research Institut fur Gesundheitstechnologie und Praventionsforschung GmbH
Joysys GmbH
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Human Research Institut fur Gesundheitstechnologie und Praventionsforschung GmbH, Joysys GmbH filed Critical Human Research Institut fur Gesundheitstechnologie und Praventionsforschung GmbH
Publication of EP3145400A2 publication Critical patent/EP3145400A2/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • A61B5/307—Input circuits therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/308—Input circuits therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/333—Recording apparatus specially adapted therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0209—Special features of electrodes classified in A61B5/24, A61B5/25, A61B5/283, A61B5/291, A61B5/296, A61B5/053
    • A61B2562/0217—Electrolyte containing
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S128/00—Surgery
    • Y10S128/901—Suppression of noise in electric signal

Definitions

  • the invention relates to an ECG device according to the preamble of claim 1.
  • ECGs therefore an electrocardiogram, to monitor or monitor.
  • the thus determined curves of the heart activity are usually assessed only visually by a physician.
  • the object of the invention is therefore to provide an ECG device of the type mentioned, with which the mentioned disadvantages can be avoided, with which the medical history of a doctor can be improved, and with which unnecessary therapies of a subject can be avoided.
  • Needs of a subject or patient are matched. As a result, misjudgements can be avoided, as these are due to poor
  • Measurement results were made. As a result, unnecessary therapies of a subject can be avoided. This allows easy and accurate additional information from a recorded ECG signal can be determined. Thereby can detailed data are collected, which allow further analysis, for example in the frequency domain or another image area. The data thus determined can be stored.
  • the invention further relates to a method according to the preamble of
  • the object of the invention is therefore to provide a method of the type mentioned above, with which the mentioned disadvantages can be avoided, with which the medical history of a doctor can be improved, and with which unnecessary therapies of a subject can be avoided.
  • Fig. 1 is a block diagram of a preferred embodiment of a
  • Fig. 2 shows a time course of the heart rate.
  • ECG device 1 shows a preferred embodiment of an ECG device 1 with at least one input 2 for an electrical and / or magmetic ECG signal, the input 2 being connected to a low-pass filter 3 having a cut-off frequency of at least 1 kHz, in particular at least 3 kHz , and wherein an output of the
  • Low pass filter 3 is connected to an input of an A / D converter 4 with a sampling rate of at least twice the cutoff frequency of the low-pass filter.
  • Needs of a subject or patient are matched. As a result, misjudgements can be avoided, as these are due to poor
  • Measurement results were made. As a result, unnecessary therapies of a subject can be avoided. This allows easy and accurate additional information from a recorded ECG signal can be determined. As a result, detailed data can be collected, which allows further analysis, for example in the frequency domain or another image area. The data thus determined can be stored.
  • the ECG device 1 has at least one input 2, which is preferably designed as an electrical input.
  • the input 2 is preferably provided and adapted for connecting or connecting a cable connected to at least one electrode 14 for attachment to a body of a living being.
  • a predeterminable number of inputs 2 is provided, in particular it is provided that the ECG device 1 has one, two, three, six, nine or twelve inputs 2.
  • FIG. 1 only one input 2 is shown, which is connected to six electrodes 14 via connection cables 15, which are only shown stylized. Behind the input 2, a multiplexer may be arranged.
  • an input amplifier 12 is arranged behind the input 2, which is preferred as
  • Differential amplifier is formed. It is preferably provided that the
  • Input amplifier 12 has an electrically stabilized mass. Preferably, a fully symmetrical design of the input amplifier 12 is provided.
  • Input amplifier 12 has a high input sensitivity, combined with a high bandwidth and a high noise margin. Furthermore, it is preferably provided that the relevant differential amplifier has no low-pass characteristic but a linear frequency response or a gentle
  • the relevant differential amplifier can thereby provide a High-pass characteristic.
  • the low-capacitive connection cable 15 form.
  • Connection cables 15 are connected, which are each connected to an electrode 14, and that at least connecting cable 15 for connection to the discharge points each have identical lengths.
  • connection cables 15 intended to be connected to certain derivation points. These connection cables 15 are preferably the same length. If one of the connection cable 15 serves as a reference potential or as a ground conductor, this special connection cable 15 can be made shorter than the other connection cable 15.
  • the connecting cables 15 each have an identical characteristic impedance, whereby a different signal dispersion or phase error can be prevented in the case of cables of various design.
  • the characteristic impedance is preferably 50 ⁇ or 75 ⁇ .
  • Connecting cable 15 are shielded formed to electromagnetic
  • the electrodes 14 each have a skin contact surface which has an electrolyte.
  • the electrolyte is preferably embedded in a contact agent, such as a gel.
  • the skin contact surface should have a low contact resistance guarantee. It is preferably provided that the skin contact surface comprises an electrolyte and / or an electrode surface and / or an electrode material, which electrolyte or which electrode surface or which
  • Electrode material for transmitting signals having a frequency of more than 1kHz, in particular more than 4kHz, preferably up to 20 kHz, is formed. Therefore, that the electrolyte allows a good signal transmission with low attenuation and the best possible linear frequency response even in higher-frequency ranges. This positively supports signal acquisition. Thereby can
  • High-frequency signal components are recorded, which are then processed by the A / D converter 4 and further analyzed.
  • the electrolyte should not have a pronounced low-pass characteristic.
  • the formation of the electrolyte has proven to be particularly advantageous lithium.
  • the skin contact area comprises lithium as the essential electrolyte, wherein further electrolytes may be part of the skin contact area.
  • the formation of the electrode surface in or as crosslinked nanostructures has proved to be particularly advantageous.
  • the electrodes are designed as capacitive electrodes.
  • Capacitive electrodes benefit in particular from the possibility of the subject specific digital filtering, whereby the otherwise occurring in capacitive electrodes high-frequency radiation and other interference can be specifically compensated. Digital filtering allows these errors to be selectively removed in phase and with high transconductance.
  • the input 2 is, preferably indirectly via the input amplifier 12, connected to a low-pass filter 3.
  • the low-pass filter 3 is further, at least indirectly connected to an A / D converter 4, therefore an analog-to-digital converter.
  • a repeater 13 is arranged.
  • the ECG device 1 has at least one antenna, which is preferably formed according to a connecting cable 15 with an electrode 1, and that the antenna is connected in circuit technology with an antenna input of the ECG device 1.
  • Noise influences from the ECG signal are excluded. It may also be preferred to provide the antenna with an input of a
  • Differential amplifier trained input amplifier 12 to connect.
  • a / D converter 4 a high sampling rate or
  • Sampling frequency which may also be referred to as sampling frequency or sampling rate.
  • Conventional or commercially available ECG devices operate with sampling frequencies of a maximum of 256 Hz. This has been shown to lead to aliasing problems when using such devices in a 50 Hz mains frequency environment.
  • such commercially available devices have a low-pass filter with a cut-off frequency of typically 40 Hz at the input, which makes it systemically impossible for such devices to detect the R-wave time in useful accuracy. It has been found that the ECG contains far more information about the condition of the human or animal body than previously thought or evaluated so far. However, these information present in the original ECG signal is lost in the ECG devices used today in the course of sampling or A / D conversion due to the low sampling frequencies and / or resolution.
  • Heart rate variability values determined with conventional ECG devices with a current maximum sampling frequency of 256 Hz, are therefore strongly determined by the respective sampling errors, phase errors and aliasing effects (50 Hz represents almost a multiple of 256 Hz) Fluctuations in the heart rate adds another error.
  • This error always acts as an apparent increase in heart rate variability and falsifies the measurement results, thus contributing to the measured heart rate variability low sampling rates, as in the prior art, systematically distorted larger.
  • the measurement errors are therefore greater than the differences in the time duration between two heartbeats, which temporal duration can be determined, for example, as a time period between two successive R-waves. This will be at the
  • the R wave is an impulse which is very high frequency
  • a low sampling error and a low phase error can be achieved.
  • the R-waves can be detected very accurately in time, and consequently also the distances between the successive R-waves, as a result of which a meaningful value for the anamnesis can be obtained
  • Heart rate variability can be determined. Due to the high resolution, the digitization noise or the phase noise can be kept very low. The phase noise, as well as the noise due to the sampling errors, has the effect of systematically increasing measured values of heart rate variability.
  • the A / D converter 4 samples the low-pass-filtered ECG signal at a sampling rate of 3 kHz or 6 kHz.
  • the sampling rate of the A / D converter 4 is an integer multiple of a network frequency of an electrical energy supply network. It has been shown that, for example via the measuring electrodes on the skin of the subject, to interference from
  • Interference signals with the mains frequency of at least one electrical network comes.
  • the relevant, interspersed interference fields can thereby originate from the electrical network to which the relevant ECG device 1 in the case of mains-powered operation connected. It has been found that even in the case of battery-powered devices, disturbances in the range of the mains frequency of electrical conductors in the subject's environment can be detected. This can lead to beats in unfavorable choice of the sampling rate of the A / D converter 4. By sampling at an integer multiple of the mains frequency, which is 50 Hz in Europe and 60 Hz in the USA, such a disturbance can be avoided.
  • the network frequency of 16.7 Hz used in the railway industry and the 400 Hz usual in many on-board networks of aircraft can also be relevant in this connection, and make a corresponding adaptation of the sampling rate advantageous.
  • a preferred embodiment of an ECG device 1 for Europe provides a sampling rate of 8 kHz, which corresponds to an integer multiple of 50 Hz.
  • the sampling rate is an integer multiple of substantially 3 kHz, which is possible with a device both a particularly low-noise operation on a 50 Hz network and a 60 Hz network.
  • the ECG device 1 a can preferably be provided that the ECG device 1 a
  • Frequency analysis unit is at least indirectly connected to the A / D converter 4, for tracking the sampling rate of the A / D converter 4 in response to a frequency of a detected alternating field.
  • the sampling rate of the A / D converter 4 a is an integral multiple of at least one frequency determined by the frequency analysis unit of the detected alternating field. It is therefore provided that with an alternating field detector of the ECG device 1 at least one
  • Alternating field is determined, and that the sampling rate of the kl D-converter 4 is set to an integer multiple of the frequency of the detected alternating field. As a result, it can be effectively achieved already during the signal recording that the recorded ECG signal has only small interference signal components or artifacts.
  • the sampling rate of the kl D-converter 4 is set to a frequency which is an integer multiple of the frequencies of all detected alternating fields. Since this is only conditionally possible with a larger number of detected alternating fields, it is further particularly preferred, in this regard, only the strongest two detected alternating fields, with respect to the further preferably detected field strength, to
  • the prevailing mains frequency is measured, and the sampling rate is tracked accordingly, although the electrical grids in the industrialized nations are usually very stable and the grid frequency hardly fluctuates around the specified values, but above all In emerging countries, there are some significant fluctuations in the grid frequency, which can be compensated for. This allows very accurate measurements even in areas with less stable electrical networks
  • the low-pass filter 3 has a cut-off frequency which corresponds at most to half the sampling frequency of the kl D-converter 4.
  • the low-pass filter therefore preferably has a cutoff frequency of not less than 1 kHz, in particular 2.9 kHz, preferably not less than 4 kHz.
  • the cutoff frequency is assumed to be the -3dB limit of the signal.
  • the low-pass filter 3 has a flat filter characteristic.
  • the low-pass filter 3 is designed as a filter of the first order. Filters with a flat characteristic in the attenuation range generally have lower phase rotations than steep-edged filters.
  • Data storage 5 is connected to preserve the determined high-resolution data undistorted for later analysis.
  • a signal path between the A / D converter 4 and the data memory 5 is formed filter-free. As a result, the raw data can be preserved, making them available for later analysis.
  • the relevant signal path between the A / D converter 4 and the data memory 5 is as linear as possible
  • a data reduction unit 10 is arranged for information loss-free data reduction. Such methods are in the digital
  • the output of the A / D converter 4 is connected to a digital filter arrangement 6. It is provided that - if also a storage of digital ECG signals is provided - the
  • Filter assembly 6 is arranged parallel to the data memory 5.
  • the digital filter arrangement 6 preferably comprises a predefinable plurality of differently configured filters 7, 8, 9, wherein one of the filters 7, 8, 9
  • the ECG device 1 can be selected and switched into the signal path between A / D converter 4 and data memory 5.
  • the ECG device 1 at least one input device, not shown.
  • the ECG device 1 is designed as a mobile device, and has an electrical energy storage means 11 for supplying power to the ECG device 1.
  • the corresponding energy storage means 11, which is preferably designed as a battery, is registered in the block diagram, wherein the
  • the filter assembly 6 is connected according to the preferred embodiment with an evaluation unit 16, which may also include a display unit, as well as a data interface. It can also be provided that the evaluation unit 16 is connected directly to the output of the A / D converter 4.
  • the evaluation unit 16 has a transformation unit for transferring the ECG data from a time range to a time domain
  • the transformation unit is preferably designed to perform an FFT and / or a wavelet transformation and / or a Gabor transformation. Particularly preferred is a Wigner-Ville transformation is provided.
  • the image area is a frequency range when the transformation unit for performing an FFT is formed.
  • At least one electrical signal on the subject is picked up by means of at least one electrode 14, the recorded signal is filtered with a low-pass filter 3 with a cutoff frequency of more than 1 kHz, preferably 3 kHz Subsequently, the now-filtered analog signal will be analog-to-digital converted at a sampling rate of at least twice the cut-off frequency of the low-pass filter in the A / D converter 4.
  • the preferably digitized signal is unfiltered in one
  • a digital filter 7, 8, 9 is selected from a predefinable plurality of digital filters 7, 8, 9, and
  • the digitized signal is fed to an evaluation unit 16.
  • the digitized signal in the transformation unit of a Time domain in an image area, in particular a frequency range, transferred, with further evaluation methods can be provided. Furthermore, one is
  • a good time resolution can also be achieved by means of FFT, in that the data determined in this way are subsequently combined. It is preferably provided that the window function is further shifted in each case between two consecutive measurements by a time which is between 0.1 and 0.9 times the window length, with a value of 0.2 times the window length being particularly preferred.
  • values of heart rate variability are determined from the digitized signal. Due to the high sampling rate and / or the high resolution of the A / D converter 4 meaningful values of the
  • Heart rate variability are determined.
  • FIG. 2 shows a temporal progression 17 of the heart rate RR illustrated by way of example.
  • the time t is plotted on the abscissa axis, and the heart rate RR on the ordinate axis.
  • the zero point position on the ordinate axis is freely selectable, and can be predefined as a statistically known mean value of a typical heart rate RR, relative to which the heart rate RR measured in the test subject is entered.
  • the individual points represent the respective ones
  • the temporal progression 17 of the heart rate RR with respect to frequency and / or amplitude, wherein different methods in the time domain as well as in an image area can be provided. It proves to be a hindrance for the analysis of the relevant data by FFT that the distances of the values on the abscissa axis are not constant. This can advantageously be circumvented by assigning discrete and equal distances to the individual heartbeats. Instead of time as a basis, the sequence of individual heart beats is used as the basis. This creates a system with equal intervals between the individual values. For example, not every 10 ms appears to have a value, but just two consecutive heartbeats each.
  • the actual intervals between two successive heartbeats form the values (ordinate axis), which are each assigned at constant intervals to the respective discrete event "heartbeat” or "between two heartbeats" (abscissa axis) ,
  • the system in question is normalized, as it were, to the heartbeat, as the body's own time base.
  • Such an analysis provides results from a "point of view" of the body whose time base, unlike an external clock, does not always have the same rhythm.
  • the problem of the irregular time intervals of the successive values of the heart rate can also be solved by sampling these values even at a high sampling rate, which can also be referred to as oversampling, and subsequently using these data to make pseudo measurements close in time actual measured values are determined, which have constant time intervals to each other.
  • a value for the occurring heart rate variability is determined, which is determined as a distance between two successive inflection points or as a peak-to-peak value of the time course 17.

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Abstract

Bei einem EKG-Gerät (1) mit wenigstens einem Eingang (2) für ein elektrisches EKG-Signal, wird vorgeschlagen, dass der Eingang (2) mit einem Tiefpassfilter (3) mit einer Grenzfrequenz von wenigstens 1 kHz verbunden ist, und dass ein Ausgang des Tiefpassfilters (3) mit einem Eingang eines A/D-Wandlers (4) mit einer Samplingrate von wenigstens der doppelten Grenzfrequenz des Tiefpassfilters verbunden ist.

Description

EKG-Gerät
Die Erfindung betrifft ein EKG-Gerät gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruches 1.
Es ist bekannt die Aktivitäten des Herzens eines Organismus mittels eines sog.
EKGs, daher eines Elektrokardiogramms, zu beobachten bzw. zu überwachen. Die derart ermittelten Kurven der Herztätigkeit werden in der Regel lediglich visuell durch einen Arzt bewertet.
Es hat sich gezeigt, dass aus der mittels EKG aufgenommenen Herzaktivität eines Lebewesens erheblich mehr Informationen gewonnen werden können, welche der Diagnosestellung eines Mediziners hilfreich sein können, als dies bislang der Fall ist. Allerdings haben sich die herkömmlichen EKG-Geräte als nicht geeignet erwiesen diese Informationen bereit zu stellen. Dadurch werden dem behandelnden Arzt nur ein Bruchteil der an sich möglichen Informationen über den Zustand des Probanden zugänglich gemacht. Dadurch stellt dieser eine Diagnose, welche auf einer
mangelhaften Anamnese beruht. Dadurch wird die Erstellung einer zutreffenden Diagnose erschwert bzw. verhindert, was wiederum eine mangelhafte Therapie bzw. Behandlung des betreffenden Probanden zur Folge haben kann. Dies hat negative Auswirkungen auf ein Lebewesen. Zudem stellt eine falsche bzw. unnötige Behandlung eine vermeidbare Belastung des Gesundheitssystems dar.
Aufgabe der Erfindung ist es daher ein EKG-Gerät der eingangs genannten Art anzugeben, mit welchem die genannten Nachteile vermieden werden können, mit welchem die Anamnese eines Arztes verbessert werden kann, und mit welchem unnötige Therapien eines Probanden vermieden werden können.
Erfindungsgemäß wird dies durch die Merkmale des Patentanspruches 1 erreicht.
Dadurch kann eine bessere Anamnese und Diagnose eines Probanden erfolgen.
Dadurch kann gegebenenfalls eine Therapie besser auf die tatsächlichen
Bedürfnisse eines Probanden bzw. Patienten abgestimmt werden. Dadurch können Fehleinschätzungen vermieden werden, wie diese aufgrund mangelhafter
Messergebnisse erfolgten. Dadurch können unnötige Therapien eines Probanden vermieden werden. Dadurch können einfach und genau zusätzliche Informationen aus einem aufgenommenen EKG-Signal ermittelt werden. Dadurch können detaillierte Daten erhoben werden, welche weiterführende Analysen, etwa im Frequenzbereich oder einem anderen Bildbereich ermöglichen. Die derart ermittelten Daten können gespeichert werden.
Die Erfindung betrifft weiters ein Verfahren gemäß dem Oberbegriff des
Patentanspruches 20.
Aufgabe der Erfindung ist es daher ein Verfahren der vorstehend genannten Art anzugeben, mit welchem die genannten Nachteile vermieden werden können, mit welchem die Anamnese eines Arztes verbessert werden kann, und mit welchem unnötige Therapien eines Probanden vermieden werden können.
Erfindungsgemäß wird dies durch die Merkmale des Patentanspruches 20 erreicht.
Dadurch können die vorstehend zum Patentanspruch 1 vorgebrachten Vorteile erzielt werden.
Die Unteransprüche betreffen weitere vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung.
Ausdrücklich wird hiermit auf den Wortlaut der Patentansprüche Bezug genommen, wodurch die Ansprüche an dieser Stelle durch Bezugnahme in die Beschreibung eingefügt sind und als wörtlich wiedergegeben gelten.
Die Erfindung wird unter Bezugnahme auf die beigeschlossenen Zeichnungen, in welcher lediglich eine bevorzugte Ausführungsform beispielhaft dargestellt ist, näher beschrieben. Dabei zeigt
Fig. 1 ein Blockschaltbild einer bevorzugten Ausführungsform eines
gegenständlichen EKG-Geräts; und
Fig. 2 einen zeitlichen Verlauf der Herzrate.
Fig. 1 zeigt eine bevorzugte Ausführungsform eines EKG-Geräts 1 mit wenigstens einem Eingang 2 für ein elektrisches und/oder magmetisches EKG-Signal, wobei der Eingang 2 mit einem Tiefpassfilter 3 mit einer Grenzfrequenz von wenigstens 1 kHz, insbesondere wenigstens 3kHz, verbunden ist, und wobei ein Ausgang des
Tiefpassfilters 3 mit einem Eingang eines A/D-Wandlers 4 mit einer Samplingrate von wenigstens der doppelten Grenzfrequenz des Tiefpassfilters verbunden ist. Dadurch kann eine bessere Anamnese und Diagnose eines Probanden erfolgen. Dadurch kann gegebenenfalls eine Therapie besser auf die tatsächlichen
Bedürfnisse eines Probanden bzw. Patienten abgestimmt werden. Dadurch können Fehleinschätzungen vermieden werden, wie diese aufgrund mangelhafter
Messergebnisse erfolgten. Dadurch können unnötige Therapien eines Probanden vermieden werden. Dadurch können einfach und genau zusätzliche Informationen aus einem aufgenommenen EKG-Signal ermittelt werden. Dadurch können detaillierte Daten erhoben werden, welche weiterführende Analysen, etwa im Frequenzbereich oder einem anderen Bildbereich ermöglichen. Die derart ermittelten Daten können gespeichert werden.
Das EKG-Gerät 1 weist zumindest einen Eingang 2 auf, welcher bevorzugt als elektrischer Eingang ausgebildet ist. Der Eingang 2 ist bevorzugt dazu vorgesehen und ausgebildet, dass ein Kabel angeschlossen werden kann oder angeschlossen ist, welches mit zumindest einer Elektrode 14 verbunden ist, zur Befestigung an einem Körper eines Lebewesens. Bevorzugt ist eine vorgebbare Anzahl an Eingängen 2 vorgesehen, insbesondere ist vorgesehen, dass das EKG -Gerät 1 einen, zwei, drei, sechs, neun oder zwölf Eingänge 2 aufweist. In Figur 1 ist lediglich ein Eingang 2 eingezeichnet, welcher über lediglich stilisiert dargestellte Verbindungskabel 15 mit sechs Elektroden 14 verbunden ist. Hinter dem Eingang 2 kann eine Multiplexer angeordnet sein.
Gemäß der bevorzugten Ausführungsform ist schaltungstechnisch hinter dem Eingang 2 ein Eingangsverstärker 12 angeordnet, welcher bevorzugt als
Differenzverstärker ausgebildet ist. Vorzugsweise ist vorgesehen, dass der
Eingangsverstärker 12 eine elektrisch stabilisierte Masse aufweist. Bevorzugt ist eine vollsymmetrische Ausbildung des Eingangsverstärkers 12 vorgesehen.
Bevorzugt ist vorgesehen, dass der als Differenzverstärker ausgebildete
Eingangsverstärker 12 eine hohe Eingangsempfindlichkeit aufweist, verbunden mit einer hohen Bandbreite und einem hohen Störsignal-Abstand. Weiters ist bevorzugt vorgesehen, dass der betreffende Differenzverstärker keine Tiefpasscharakteristik aufweist, sondern einen linearen Frequenzgang oder eine sanfte
Hochpasscharakteristik. Der betreffende Differenzverstärker kann dabei
schaltungstechnisch unterschiedlich ausgebildet werden, unter Berücksichtigung der gegenständlichen Vorgaben.
Es ist weiters bevorzugt vorgesehen, dass auch bei den verwendeten Elektroden 14 und Verbindungskabel 15 auf einen linearen Frequenzgang bzw. ein
Hochpassverhalten geachtet wird, um Dämpfungen in diesem Bereich und entsprechende Verzerrungen so weit als Möglich zu verhindern. Insbesondere ist vorgesehen die Verbindungskabel 15 niederkapazitiv auszubilden. Die
entsprechende Kabeltechnologie ist dabei aus dem Bereich der HF-Kabel bzw. sog. Audio NF-Kabel zwar bekannt, findet jedoch im Bereich der Elektrokardiografie bislang keine Anwendung.
Weiters ist bevorzugt vorgesehen, dass an dem wenigstens einen Eingang 2
Verbindungskabel 15 angeschlossen sind, welche jeweils mit einer Elektrode 14 verbunden sind, und dass zumindest Verbindungskabel 15 zur Verbindung mit Ableitungspunkten jeweils identische Längen aufweisen. Dadurch können
Phasenfehler zwischen den einzelnen aufgenommenen Signalen verhindert werden. Je nach Art der Ableitungen, daher unipolar oder bipolar, sind die
Verbindungskabel 15 dazu vorgesehen mit bestimmten Ableitungspunkten verbunden zu werden. Diese Verbindungskabel 15 sind bevorzugt gleich lang. Sofern eines der Verbindungskabel 15 als Bezugspotential bzw. als Masseleiter dient, kann dieses spezielle Verbindungskabel 15 kürzer als die anderen Verbindungskabel 15 ausgebührt sein.
Bevorzugt ist vorgesehen, dass die Verbindungskabel 15 einen jeweils identischen Wellenwiderstand aufweisen, wodurch eine unterschiedliche Signaldispersion bzw. Phasenfehler bei verschiedenartig ausgebildeten Kabeln verhindert werden kann. Bevorzugt beträgt der Wellenwiderstand 50 Ω oder 75 Ω.
In diesem Zusammenhang ist weiters bevorzugt vorgesehen, dass die
Verbindungskabel 15 geschirmt ausgebildet werden, um elektromagnetische
Einstreuungen so verhindern.
Die Elektroden 14 weisen jeweils eine Hautkontaktfläche auf, welche ein Elektrolyt aufweist. Das Elektrolyt ist dabei bevorzugt in einem Kontaktmittel, etwa einem Gel, eingebettet. Die Hautkontaktfläche soll einen niedrigen Übergangswiderstand gewährleisten. Bevorzugt ist vorgesehen, dass die Hautkontaktfläche ein Elektrolyt und/oder eine Elektrodenoberfläche und/oder ein Elektrodenmaterial aufweist, welches Elektrolyt bzw. welche Elektrodenoberfläche bzw. welches
Elektrodenmaterial zur Übertragung von Signalen mit einer Frequenz von mehr als 1kHz, insbesondere mehr als 4kHz, vorzugsweise bis zu 20 kHz, ausgebildet ist. Daher, dass das Elektrolyt eine gute Signalübertragung mit geringer Dämpfung und möglichst linearem Frequenzgang auch in höherfrequenten Bereichen ermöglicht. Dadurch wird die Signalaufnahme positiv unterstützt. Dadurch können
hochfrequente Signalanteile aufgenommen werden, welche anschließend vom A/D- Wandler 4 verarbeitet werden und weiter analysiert werden. Insbesondere soll das Elektrolyt keine ausgeprägte Tiefpasscharakteristik aufweisen.
Als besonders vorteilhaft hat sich die Ausbildung des Elektrolyts umfassend Lithium erwiesen. Insbesondere ist dabei vorgesehen, dass die Hautkontaktfläche Lithium als Wesentliches Elektrolyt aufweist, wobei noch weitere Elektrolyte Teil der Hautkontaktfläche sein können. Durch die Verwendung von Lithium als Elektrolyt kann eine gute Signalübertragung im höherfrequenten Bereich erreicht werden, durch geringe Dämpfung im Frequenzbereich bis 20 kHz.
Weiters hat sich die Ausbildung der Elektrodenoberfläche in bzw. als vernetzte Nanostrukturen als besonders vorteilhaft erwiesen.
Gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform ist weiters vorgesehen, dass die Elektroden als kapazitive Elektroden ausgebildet sind. Kapazitive Elektroden profitieren dabei besonders von der Möglichkeit der gegenständlichen spezifischen digitalen Filterung, wodurch die bei kapazitiven Elektroden ansonsten auftretenden hochfrequenten Einstrahlungen sowie andere Einstreuungen gezielt kompensiert werden können. Durch die digitale Filterung können diese Fehler phasentreu und mit hoher Steilheit selektiv entfernt werden.
Der Eingang 2 ist, bevorzugt mittelbar über den Eingangsverstärker 12, mit einem Tiefpassfilter 3 verbunden. Der Tiefpassfilter 3 ist weiters, wenigstens mittelbar mit einem A/D-Wandler 4 verbunden, daher einem Analog-Digital-Wandler.
Gemäß der bevorzugten Ausführungsform ist schaltungstechnisch zwischen dem Tiefpassfilter 3 und dem A/D-Wandler 4 ein Zwischenverstärker 13 angeordnet.
Es ist weiters bevorzugt vorgesehen, dass das EKG-Gerät 1 wenigstens eine Antenne aufweist, welche vorzugsweise entsprechend einem Verbindungskabel 15 mit einer Elektrode 1 ausgebildet ist, und dass die Antenne mit einem Antenneneingang des EKG-Geräts 1 schaltungstechnisch verbunden ist. Dadurch können
Störsignaleinflüsse aus dem EKG -Signal herausgerechnet werden. Es kann dabei bevorzugt auch vorgesehen sein, die Antenne mit einem Eingang eines als
Differenzverstärker ausgebildeten Eingangsverstärkers 12 zu verbinden.
Es ist vorgesehen, dass der A/D-Wandler 4 eine hohe Samplingrate bzw.
Samplingfrequenz aufweist, welche auch als Abtastfrequenz bzw. Abtastrate bezeichnet werden kann. Herkömmliche bzw. marktübliche EKG-Geräte arbeiten mit Abtastfrequenzen von maximal 256 Hz. Dies führt, wie sich gezeigt hat, zu Aliasingproblemen bei Verwendung derartiger Geräte in einem Umfeld mit 50 Hz Netzfrequenz. Hinzu kommt, dass derartige handelsübliche Geräte am Eingang ein Tiefpassfilter mit einer Grenzfrequenz von typischerweise 40 Hz aufweisen, wodurch es bei derartigen Geräten systembedingt unmöglich ist, die R-Zacke zeitlich in brauchbarer Genauigkeit zu detektieren. Es hat sich herausgestellt, dass das EKG weit mehr Informationen über den Zustand des menschlichen oder tierischen Körpers enthält, als bislang angenommen bzw. als bislang ausgewertet. Diese im ursprünglichen EKG-Signal an sich vorhandenen Informationen gehen aber bei den heute verwendeten EKG-Geräten im Zuge der Abtastung bzw. A/D- Wandlung aufgrund der geringen Abtastfrequenzen und /oder Auflösung verloren. Es hat sich beispielsweise gezeigt, dass der ermittelte Wert der Herzratenvariabilität mit zunehmender Abtastfrequenz kontinuierlich sinkt, dass der ermittelte Wert also in erheblichem Maße von der verwendeten Messmethode abhängt. Mit herkömmlichen EKG-Geräten, mit einer derzeit üblichen maximalen Abtastfrequenz von 256 Hz, ermittelte Werte für die Herzratenvariabilität sind daher stark durch die jeweiligen Abtastfehler, Phasenfehler sowie Aliasingeffekte (50Hz stellt beinahe ein Vielfaches zu 256 Hz dar) bestimmt, sodass zu den tatsächlichen physiologischen Schwankungen der Herzrate ein weiterer Fehler dazukommt. Dieser Fehler wirkt sich immer als scheinbare Erhöhung der Herzratenvariabilität aus und verfälscht die Messresultate, sodass die gemessene Herzratenvariabilität bei geringen Abtastraten, wie beim Stand der Technik, systematisch verfälscht größer wird. Dadurch wird eine Herzratenvariabilität angenommen, welche größer ist, als die tatsächlich auftretenden Schwankungen der Herzrate. Die Messfehler sind daher größer als die Unterschiede der zeitlichen Dauer zwischen zwei Herzschlägen, welche zeitliche Dauer beispielsweise als Zeitdauer zwischen zwei nacheinander auftretenden R-Zacken ermittelt werden kann. Dadurch werden bei der
Verwendung derartiger EKG -Geräte nicht nur die Auswertemöglichkeiten nicht ausgeschöpft, eine derartige Auswertung ist aufgrund der systembedingten Fehler tatsächlich unmöglich bzw. sind die ermittelten Werte nicht aussagekräftig.
Bei der R-Zacke handelt es um einen Impuls, welcher sehr hochfrequente
Spektralanteile aufweist. Durch die Abtastung mit einer hohen Samplingrate, sowie einer hohen Auflösung, von vorzugsweise wenigsten 12 Bit, insbesondere
wenigstens 16 Bit, kann eine geringer Abtastfehler, sowie ein geringer Phasenfehler erreicht werden. Dadurch können die R-Zacken zeitlich sehr genau detektiert werden, und folglich auch die Abstände zwischen den aufeinander folgenden R- Zacken, wodurch ein für die Anamnese aussagekräftiger Wert der
Herzratenvariabilität ermittelt werden kann. Durch die hohe Auflösung kann das Digitalisierungsrauschen bzw. das Phasenrauschen sehr gering gehalten werden. Das Phasenrauschen wirkt sich ebenso wie das Rauschen aufgrund der Abtastfehler dahin gehend aus, dass gemessene Werte der Herzratenvariabilität systematisch erhöht werden.
Es hat sich gezeigt, dass ab einer Samplingrate von 2 kHz eine Auflösung erreicht werden kann, welche weiterführende Analysen mit geringen systembedingten Fehlern ermöglicht. Bevorzugt ist vorgesehen, dass der A/D-Wandler 4 das tiefpassgefilterte EKG-Signal mit einer Abtastrate von 3 kHz oder 6 kHz abtastet.
Gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform ist vorgesehen, dass die Samplingrate des A/D-Wandlers 4 ein ganzzahliges Vielfaches einer Netzfrequenz eines elektrischen Energieversorgungsnetzes ist. Es hat sich gezeigt, dass es, etwa über die Messelektroden auf der Haut des Probanden, zu Einstreuungen von
Störsignalen mit der Netzfrequenz wenigstens eines elektrischen Netzes kommt. Die betreffenden, eingestreuten Störfelder könne dabei von dem elektrischen netz herrühren, an welches das betreffende EKG-Gerät 1 bei netzversorgtem Betrieb angeschlossen ist. Es hat sich gezeigt, dass auch bei batterieversorgten Geräten Störungen im Bereich der Netzfrequenz elektrischer Leiter in der Umgebung des Probanden feststellbar sind. Dabei kann es bei ungünstiger Wahl der Samplingrate des A/D-Wandlers 4 zu Schwebungen kommen. Durch die Abtastung mit einem ganzzahligen Vielfachen der Netzfrequenz, welche in Europa 50 Hz und in den USA 60 Hz beträgt, kann eine derartige Störung vermieden werden. Bei mobilen Anlagen können diesbezüglich weiters die im Eisenbahnwesen verwendete Netzfrequenz von 16,7 Hz sowie die in vielen Bordnetzen von Flugzeugen üblichen 400 Hz relevant sein, und eine entsprechende Anpassung der Samplingrate vorteilhaft machen. Eine bevorzugte Ausführungsform eines EKG-Geräts 1 für Europa sieht beispielsweise eine Samplingrate von 8 kHz vor, was einem ganzzahligen Vielfachen von 50 Hz entspricht.
Dabei hat es sich als besonders vorteilhaft herausgestellt, wenn die Samplingrate ein ganzzahliges Vielfaches von im Wesentlichen 3 kHz ist, wodurch mit einem Gerät sowohl ein besonders störarmer Betrieb an einem 50 Hz Netz und an einem 60 Hz Netz möglich ist.
Bevorzugt ist vorgesehen, dass das EKG-Gerät 1 einen entsprechenden
Wahlmöglichkeit zur Auswahl der Netzfrequenz aufweist.
Weiters kann bevorzugt vorgesehen sein, dass das EKG-Gerät 1 einen
Wechselfelddetektor zur Detektion elektromagnetischer Wechselfelder sowie eine mit dem Wechselfelddetektor verbundene Frequenzanalyseeinheit aufweist.
Dadurch kann nicht nur selbsttätig ein elektrisches Wechselfeld detektiert werden, dadurch ist vor allem eine Nachführung der Samplingrate an die tatsächliche Netzfrequenz möglich, welche oftmals geringfügig von den normierten Werten abweicht.
In diesem Zusammenhang ist bevorzugt vorgesehen, dass die
Frequenzanalyseeinheit wenigstens mittelbar mit dem A/D-Wandler 4 verbunden ist, zur Nachführung der Samplingrate des A/D-Wandlers 4 in Abhängigkeit einer Frequenz eines detektierten Wechselfeldes.
Dabei ist bevorzugt vorgesehen, dass die Samplingrate des A/D-Wandlers 4 ein ganzzahliges Vielfaches wenigstens einer durch die Frequenzanalyseeinheit ermittelten Frequenz des detektieren Wechselfeldes ist. Daher ist vorgesehen, dass mit einem Wechselfelddetektor des EKG-Geräts 1 wenigstens ein
elektromagnetisches Wechselfeld detektiert wird, dass durch eine
Frequenzanalyseeinheit des EKG-Geräts 1 eine Frequenz des detektierten
Wechselfeldes ermittelt wird, und dass die Samplingrate des kl D-Wandlers 4 auf ein ganzzahliges Vielfaches der Frequenz des detektierten Wechselfeldes eingestellt wird. Dadurch kann wirkungsvoll bereits bei der Signalaufnahme erreicht werden, dass das aufgenommene EKG-Signal nur geringe Störsignalanteile bzw. Artefakte aufweist.
Sofern mehrere Wechselfelder detektiert werden, ist bevorzugt vorgesehen, dass - sofern dies mathematisch möglich ist, die Samplingrate des kl D-Wandlers 4 auf eine Frequenz eingestellt wird, welche ein ganzzahliges Vielfaches der Frequenzen aller detektierter Wechselfelder ist. Da dies bei einer größeren Anzahl an detektierten Wechselfeldern nur mehr bedingt möglich ist, ist weiters besonders bevorzugt vorgesehen, diesbezüglich nur die, hinsichtlich der weiters vorzugsweise detektierten Feldstärke, stärksten beiden detektierten Wechselfelder zu
berücksichtigen.
In Weiterbildung der Erfindung ist vorgesehen, dass die jeweils vorherrschende Netzfrequenz gemessen wird, und die Abtastrate entsprechend nachgeführt wird, zwar sind die elektrischen Netze in den Industrienationen in der Regel sehr stabil und die Netzfrequenz schwankt kaum um die angegebenen Werte, jedoch kann es vor allem in Schwellenländern zu teils erheblichen Schwankungen der Netzfrequenz kommen, welche dadurch kompensiert werden können. Dadurch können auch in Gebieten mit wenig stabilen elektrischen Netzen sehr genaue Messungen
durchgeführt werden.
Der Tiefpassfilter 3 weist eine Grenzfrequenz auf, welche maximal der halben Abtastfrequenz des kl D-Wandlers 4 entspricht. Der Tiefpassfilter weist daher bevorzugt eine Grenzfrequenz von nicht weniger als 1 kHz, insbesondere 2,9 kHz, bevorzugt nicht weniger als 4 kHz, auf. Die Grenzfrequenz wird als -3dB Grenze des Signals angenommen. Bevorzugt ist vorgesehen, dass der Tiefpassfilter 3 eine flache Filtercharakteristik aufweist. Besonders bevorzugt ist der Tiefpassfilter 3 als Filter erster Ordnung ausgebildet. Filter mit flacher Charakteristik im Dämpfungsbereich weisen in der Regel geringere Phasendrehungen auf, als steilflankige Filter.
Bevorzugt ist vorgesehen, dass ein Ausgang des A/D-Wandlers 4 mit einem
Datenspeicher 5 verbunden ist, um die ermittelten hochaufgelösten Daten für spätere Analysen unverzerrt zu bewahren.
Dabei ist bevorzugt vorgesehen, dass ein Signalpfad zwischen dem A/D-Wandler 4 und dem Datenspeicher 5 filterfrei ausgebildet ist. Dadurch können die Rohdaten bewahrt werden, wodurch diese auch späteren Analysen zugänglich sind. Bevorzugt ist in diesem Zusammenhang vorgesehen, dass der betreffende Signalpfad zwischen dem A/D-Wandler 4 und dem Datenspeicher 5 einen möglichst linearen
Frequenzgang und keine bzw. lediglich geringe Phasendrehungen innerhalb des signaltechnisch interessanten bzw. relevanten Frequenzbereichs aufweist.
Zur Verringerung des erforderlichen Speicherplatzes ist gemäß der dargestellten Ausführungsform vorgesehen, dass zwischen dem A/D-Wandler 4 und dem
Datenspeicher 5 eine Datenreduktionseinheit 10 zur informationsverlustfreien Datenreduktion angeordnet ist. Derartige Methoden sind in der digitalen
Signalverarbeitung bekannt.
Weiters ist bevorzugt vorgesehen, dass der Ausgang des A/D-Wandlers 4 mit einer digitalen Filteranordnung 6 verbunden ist. Dabei ist vorgesehen, dass - sofern ebenfalls eine Speicherung der digitalen EKG-Signale vorgesehen ist - die
Filteranordnung 6 parallel zum Datenspeicher 5 angeordnet ist.
Die digitale Filteranordnung 6 umfasst bevorzugt eine vorgebbare Mehrzahl unterschiedlich ausgebildeter Filter 7, 8, 9, wobei einer der Filter 7, 8, 9
auswählbar und in den Signalpfad zwischen A/D-Wandler 4 und Datenspeicher 5 schaltbar ist. Hiezu weist das EKG-Gerät 1 wenigstens eine nicht dargestellte Eingabevorrichtung auf.
Bevorzugt ist das EKG -Gerät 1 als mobiles Gerät ausgebildet, und weist ein elektrisches Energiespeichermittel 11 auf, zur Stromversorgung des EKG-Geräts 1 . Das entsprechende Energiespeichermittel 11 , welches bevorzugt als Akku ausgebildet ist, ist in dem Blockschaltbild eingetragen, wobei die zur
Stromversorgung vorgesehenen elektrischen Verbindungen nicht dargestellt sind.
Die Filteranordnung 6 ist gemäß der bevorzugten Ausführungsform mit einer Auswerteeinheit 16 verbunden, welche auch eine Anzeigeeinheit umfassen kann, sowie weiters eine Datenschnittstelle. Es kann auch vorgesehen sein, dass die Auswerteeinheit 16 direkt mit dem Ausgang des A/D-Wandlers 4 verbunden ist.
Bevorzugt ist vorgesehen, dass die Auswerteeinheit 16 eine Transformationseinheit aufweist, zur Überführung der EKG-Daten von einem Zeitbereich in einen
Bildbereich. Bevorzugt ist dabei die Transformationseinheit ausgebildet eine FFT und/oder eine Wavelet-Transformation und/oder eine Gabortransformation durchzuführen. Besonders bevorzugt ist eine Wigner-Ville-Transformation vorgesehen. Der Bildbereich ist bei Ausbildung der Transformationseinheit zur Durchführung einer FFT ein Frequenzbereich.
Bei einem Verfahren zur Aufnahme und/oder Aufzeichnung eines EKGs eines Probanden wird wenigstens ein elektrisches Signal an dem Probanden mittels wenigstens einer Elektrode 14 abgenommen, das aufgenommene Signal wird mit einem Tiefpassfilter 3 mit einer Grenzfrequenz von mehr als 1 kHz, vorzugsweise 3 kHz, gefiltert, nachfolgend wird das nunmehr gefilterte analoge Signal mit einer Samplingrate von wenigstens der doppelten Grenzfrequenz des Tiefpassfilters in dem A/D-Wandler 4 analog/digital-gewandelt werden.
Nachfolgend wird das bevorzugt digitalisierte Signal ungefiltert in einem
Datenspeicher 5 des EKG-Geräts 1 gespeichert. Der Begriff ungefiltert bezieht sich dabei darauf, dass keine Filterung nach der Digitalisierung erfolgt, nicht jedoch darauf, dass das betreffende Signal nie einen Filter durchlaufen hätte. Gemäß der bevorzugten Ausführungsform wird unabhängig davon ein digitales Filter 7, 8, 9 aus einer vorgebbaren Mehrzahl digitaler Filter 7, 8, 9 ausgewählt, und das
digitalisierte Signal mit dem ausgewählten Filter 7, 8, 9 gefiltert.
Nachfolgend wird das digitalisierte Signal einer Auswerteeinheit 16 zugeführt. Bevorzugt wird das digitalisierte Signal in der Transformationseinheit von einem Zeitbereich in einen Bildbereich, insbesondere einen Frequenzbereich, überführt, wobei weitere Auswertemethoden vorgesehen sein können. Weiters ist eine
Ausgabe des EKG-Signals sowie gegebenenfalls weitere Daten auf Basis des EKG- Signals vorgesehen.
Bei der Transformation des digitalisierten Signals, insbesondere mittels FFT, ist insbesondere vorgesehen, dass dieses mit einer Fensterfunktion vorgebbarer Fensterlänge, daher einer Zeit, durchgeführt wird, wobei das betreffende Fenster jeweils zwischen zwei Transformationen um einen Zeitbereich weiterbewegt wird, welcher Zeitbereich geringer ist, als die Fensterlänge, sodass es zu Überlappungen der Fensterfunktionen nachfolgend durchgeführter Transformationen kommt.
Dadurch kann beispielsweise auch mittels FFT aus eine gute Zeitauflösung erzielt werden, indem die derart ermittelten Daten nachfolgend zusammengeführt werden. Bevorzugt ist vorgesehen, dass die Fensterfunktion jeweils zwischen zwei aufeinander folgenden Messungen um eine Zeit weiterverschoben wird, welche zwischen 0,1 und 0,9 mal der Fensterlänge beträgt, wobei besonders bevorzugt ein Wert von 0,2 mal der Fensterlänge vorgesehen ist.
Insbesondere ist vorgesehen, dass aus dem digitalisierten Signal Werte einer Herzratenvariabilität ermittelt werden. Aufgrund der hohen Samplingrate und/oder der hohen Auflösung des A/D-Wandlers 4 können aussagekräftige Werte der
Herzratenvariabilität ermittelt werden.
Fig. 2 zeigt einen beispielhaft dargestellten zeitlichen Verlauf 17 der Herzrate RR. Auf der Abszissenachse ist dabei die Zeit t aufgetragen, und auf der Ordinatenachse die Herzrate RR. Die Nullpunktlage auf der Ordinatenachse ist dabei frei wählbar, und kann etwa als statistisch bekannter Mittelwert einer typischen Herzrate RR vorgegeben werden, relativ zu welcher die beim Probanden gemessenen Herzraten RR eingetragen werden. Die einzelnen Punkte stellen dabei die jeweiligen
Messpunkte zu den einzelnen gemessenen Herzraten RR dar.
Nachfolgend ist bevorzugt vorgesehen, den zeitlichen Verlauf 17 der Herzrate RR hinsichtlich Frequenz und/oder Amplitude auszuwerten, wobei unterschiedliche Verfahren im Zeitbereich wie in auch in einem Bildbereich vorgesehen sein können. Dabei erweist es sich als hinderlich für die Analyse der betreffenden Daten mittels FFT, dass die Abstände der Werte auf der Abszissenachse nicht konstant sind. Dies kann vorteilhafter Weise umgangen werden, indem den einzelnen Herzschlägen jeweils diskrete und gleiche Abstände zueinander zugewiesen werden. Dabei wird anstelle der Zeit als Basis, die Folge der einzelnen Herzschläge als Basis verwendet Dadurch wird ein System erzeugt, mit gleichen Abständen zwischen den einzelnen Werten. Beispielsweise scheint nicht alle 10 ms ein Wert auf, sondern eben zu jeweils zwei aufeinander folgenden Herzschlägen. Die tatsächlichen Intervalle zwischen zwei aufeinander folgenden Herzschlägen, etwa die Intervalle zweier aufeinander folgender R-Zacken, bilden die Werte (Ordinatenachse), welche jeweils in konstanten Abständen dem jeweils diskretem Ereignis„Herzschlag" bzw. „zwischen zwei Herzschlägen" (Abszissenachse) zugewiesen werden.
Das betreffende System wird dabei sozusagen auf den Herzschlag, als dem Körper eigene Zeitbasis, normiert. Eine derartige Analyse liefert Ergebnisse aus„Sicht" des Körpers, dessen Zeitbasis abweichend von einer externen Uhr, keinen immer gleichen Rhythmus aufweist.
Das Problem der unregelmäßigen zeitlichen Abstände der aufeinander folgenden Werte der Herzrate kann auch dadurch gelöst werden, dass die diese Werte selbst mit einer hohen Abtastrate abgetastet werden, was auch als Oversampling bezeichnet werden kann, und dass nachfolgend aus diesen Daten Pseudomesswerte in der zeitlichen Nähe der tatsächlichen Messwerte ermittelt werden, welche konstante zeitliche Abstände zueinander aufweisen.
Dabei ist bevorzugt weiters vorgesehen, dass aus dem zeitlichen Verlauf 17 der Herzrate RR ein Wert für die auftretende Herzratenvariabilität ermittelt wird, welcher als Abstand zwischen zwei aufeinander folgenden Wendepunkten bzw. als Spitze-Spitze-Wert des zeitlichen Verlaufs 17 ermittelt wird.

Claims

P A T E N T A N S P R Ü C H E
1. EKG-Gerät (1 ) mit wenigstens einem Eingang (2) für ein elektrisches und/oder magnetisches EKG-Signal, dadurch gekennzeichnet, dass der Eingang (2) mit einem Tiefpassfilter (3) mit einer Grenzfrequenz von wenigstens 1 kHz verbunden ist, und dass ein Ausgang des Tiefpassfilters (3) mit einem Eingang eines A/D-Wandlers (4) mit einer Samplingrate von wenigstens der doppelten
Grenzfrequenz des Tiefpassfilters verbunden ist.
2. EKG-Gerät (1 ) nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass ein Ausgang des A/D-Wandlers (4) mit einem Datenspeicher (5) verbunden ist.
3. EKG-Gerät (1 ) nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Tiefpassfilter (3) als Filter erster Ordnung ausgebildet ist.
4. EKG-Gerät (1 ) nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass ein Signalpfad zwischen dem A/D-Wandler (4) und dem Datenspeicher (5) filterfrei ausgebildet ist.
5. EKG-Gerät (1 ) nach einem der Ansprüche 2 bis 4, dadurch
gekennzeichnet, dass der Ausgang des A/D-Wandlers (4) mit einer digitalen Filteranordnung (6) verbunden ist.
6. EKG-Gerät (1 ) nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die digitale Filteranordnung (6) eine vorgebbare Mehrzahl unterschiedlich
ausgebildeter Filter (7, 8, 9) aufweist, wobei einer der Filter (7, 8, 9) auswählbar und in den Signalpfad zwischen A/D-Wandler (4) und Datenspeicher (5) schaltbar ist.
7. EKG-Gerät (1 ) nach einem der Ansprüche 2 bis 6, dadurch
gekennzeichnet, dass zwischen dem A/D-Wandler (4) und dem Datenspeicher (5) eine Datenreduktionseinheit (10) zur informationsverlustfreien Datenreduktion angeordnet ist.
8. EKG-Gerät (1 ) nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass das EKG-Gerät (1 ) als mobiles Gerät ausgebildet ist, und ein elektrisches Energiespeichermittel (1 1 ) aufweist, zur Stromversorgung des EKG- Geräts (1 ).
9. EKG-Gerät (1 ) nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch
gekennzeichnet, dass die Samplingrate des A/D-Wandlers (4) ein ganzzahliges Vielfaches wenigstens einer Netzfrequenz eines elektrischen
Energieversorgungsnetzes ist, insbesondere ein ganzzahliges Vielfaches von 16,7 Hz und/oder 50 Hz und/oder 60 Hz und/oder 400 Hz.
10. EKG-Gerät (1 ) nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Samplingrate des A/D-Wandlers (4) ein ganzzahliges Vielfaches von im
Wesentlichen 3 kHz ist.
11 . EKG-Gerät (1 ) nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch
gekennzeichnet, dass das EKG-Gerät (1 ) einen Wechselfelddetektor zur Detektion elektromagnetischer Wechselfelder sowie eine mit dem Wechselfelddetektor verbundene Frequenzanalyseeinheit aufweist.
12. EKG-Gerät (1 ) nach Anspruch 11 , dadurch gekennzeichnet, dass die Frequenzanalyseeinheit wenigstens mittelbar mit dem A/ D-Wandler (4) verbunden ist, zur Nachführung der Samplingrate des A/D-Wandlers (4) in Abhängigkeit einer Frequenz eines detektierten Wechselfeldes.
13. EKG-Gerät (1 ) nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Samplingrate des A/D-Wandlers (4) ein ganzzahliges Vielfaches wenigstens einer durch die Frequenzanalyseeinheit ermittelten Frequenz des delektieren
Wechselfeldes ist.
14. EKG-Gerät (1 ) nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch
gekennzeichnet, dass das EKG-Gerät (1 ) einen Eingangsverstärker (12) aufweist, welcher mit dem wenigstens einen Eingang (2) verbunden ist, und dass der
Eingangsverstärker (12) eine elektrisch stabilisierte Masse aufweist.
15. EKG-Gerät (1 ) nach einem der Ansprüche 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass an dem wenigstens einen Eingang (2) Verbindungskabel (15) angeschlossen sind, welche jeweils mit einer Elektrode (14) verbunden sind.
16. EKG-Gerät (1 ) nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Verbindungskabel (15) einen jeweils identischen Wellenwiderstand aufweisen.
17. EKG-Gerät (1 ) nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest Verbindungskabel (15) zur Verbindung mit Ableitungspunkten jeweils identische Längen aufweisen.
18. EKG-Gerät (1 ) nach einem der Ansprüche 1 bis 17, dadurch
gekennzeichnet, dass das EKG-Gerät (1 ) eine vorgebbare Mehrzahl an Elektroden (14) aufweist, welche mit dem Eingang (2) verbunden sind, und dass die Elektroden (14) jeweils eine Hautkontaktfläche aufweisen.
19. EKG-Gerät (1 ) nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass die Hautkontaktfläche ein Elektrolyt und/oder eine Elektrodenoberfläche und/oder ein Elektrodenmaterial aufweist, welches Elektrolyt bzw. welche Struktur bzw.
welches Elektrodenmaterial zur Übertragung von Signalen mit einer Frequenz von mehr als 1 kHz, insbesondere mehr als 4kHz, vorzugsweise bis zu 20 kHz,
ausgebildet ist.
20. EKG-Gerät (1 ) nach Anspruch 18 oder 19, dadurch gekennzeichnet, dass die Hautkontaktfläche ein Elektrolyt umfassend Lithium aufweist.
21. EKG-Gerät (1 ) nach einem der Ansprüche 1 bis 20, dadurch
gekennzeichnet, dass das EKG-Gerät (1 ) wenigstens eine Antenne aufweist, welche vorzugsweise entsprechend einem Verbindungskabel (15) mit einer Elektrode (14) ausgebildet ist, und dass die Antenne mit einem Antenneneingang des EKG-Geräts (1 ) schaltungstechnisch verbunden ist.
22. Verfahren zur Aufnahme und/oder Aufzeichnung eines EKGs eines Probanden, wobei wenigstens ein elektrisches und/oder magnetisches Signal an dem Probanden abgenommen wird, wobei das Signal mit einem Tiefpassfilter (3) eines EKG-Geräts (1 ) mit einer Grenzfrequenz von mehr als 1 kHz gefiltert wird, wobei nachfolgend das Signal mit einer Samplingrate von wenigstens der doppelten Grenzfrequenz des Tiefpassfilters analog/digital-gewandelt wird.
23. Verfahren nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, dass das digitalisierte Signal ungefiltert in einem Datenspeicher (5) gespeichert wird.
24. Verfahren nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, dass ein digitales Filter (7, 8, 9) aus einer vorgebbaren Mehrzahl digitaler Filter (7, 8, 9) ausgewählt wird, und dass das digitalisierte Signal mit dem ausgewählten Filter (7, 8, 9) gefiltert wird.
25. Verfahren nach einem der Ansprüche 22 bis 24, dadurch
gekennzeichnet, dass das digitalisierte Signal einer Auswerteeinheit (16) zugeführt wird.
26. Verfahren nach einem der Ansprüche 22 bis 25, dadurch
gekennzeichnet, dass das digitalisierte Signal in einer Transformationseinheit von einem Zeitbereich in einen Bildbereich überführt wird.
27. Verfahren nach einem der Ansprüche 22 bis 26, dadurch
gekennzeichnet, dass aus dem digitalisierten Signal Werte einer
Herzratenvariabilität ermittelt werden.
28. Verfahren nach einem der Ansprüche 22 bis 27, dadurch
gekennzeichnet, dass mit einem Wechselfelddetektor des EKG-Geräts (1 ) wenigstens ein elektromagnetisches Wechselfeld detektiert wird, dass durch eine Frequenzanalyseeinheit des EKG-Geräts (1 ) eine Frequenz des detektierten
Wechselfeldes ermittelt wird, und dass die Samplingrate des A/D-Wandlers (4) auf ein ganzzahliges Vielfaches der Frequenz des detektierten Wechselfeldes
eingestellt wird.
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