SE425290B

SE425290B - Indicator of heart activity

Info

Publication number: SE425290B
Application number: SE8003106A
Authority: SE
Inventors: T Oberg
Original assignee: Anders Hoog; Svensson Mats
Priority date: 1980-04-24
Filing date: 1980-04-24
Publication date: 1982-09-20
Also published as: SE8003106L

Abstract

The invention relates to an indictor of heart activity, especially an indicator of heart rate or pulse, comprising at least two electrodes 2 intended to be attached to the patient for detecting the potentials generated by the heart, and members 1 to 12 for processing these as signals. The indicator of heart activity is provided with a control circuit for monitoring the contact of the electrodes 2 with the patient, simultaneously with the indication of the heart activity. This control circuit comprises a generator 15 for generating at least one measurement signal across the electrodes 2, and members 16 for detecting the signals returned from the electrodes and for comparing these signals with one or more reference signals for indicating defective electrode contact, when a predetermined deviation is obtained between the returned measurement signal or measurement signals and the reference signal or reference signals. <IMAGE>

Description

8005106-5 2 inverkan på mätningen av hjärtverksamheten. Bestämningen av elektrodkontak- ten enligt uppfinningen blir vidare helt oberoende av eventuella polarisations- spänningar vid övergången hud/elektrod. 7 Pulsmätningen hos en hjärtslagsindikator är normalt anordnad så att antalet hjärtslag i en EKG-signal mäts under en viss tid och resultatet därefter extrapoleras till exempelvis antalet slag per minut. Det är givetvis önskvärt att » kunna bestämma pulsen på så kort tid som möjligt utan att mätnoggrannheten blir lidande i nämnvärd grad. En föredragen utföringsform av uppfinningen innefattar därför en krets, med vilken det är möjligt att på endast nâgra sekunder ge en tillförlitlig pulsmätning även vid låg hjärtverksamhet och som är väsentligen okänslig för störningar i EKG-signalen. Kretsen gör det dessutom möjligt att på ett enkelt sätt anordna larm* för för hög eller för låg puls. En sådan krets innefattar som väsentlig del en s.k. faslåst slinga, som låser sin frekvens vid EKG-signalens medelfrekvens. 8005106-5 2 impact on the measurement of cardiac activity. Furthermore, the determination of the electrode contact according to the invention becomes completely independent of any polarization voltages at the skin / electrode transition. The heart rate measurement of a heartbeat indicator is normally arranged so that the number of heartbeats in an ECG signal is measured for a certain time and the result is then extrapolated to, for example, the number of beats per minute. It is of course desirable to be able to determine the pulse in as short a time as possible without the measurement accuracy suffering to any appreciable degree. A preferred embodiment of the invention therefore comprises a circuit with which it is possible to give a reliable pulse measurement in only a few seconds even at low cardiac activity and which is substantially insensitive to disturbances in the ECG signal. The circuit also makes it possible to easily set alarms * for too high or too low a pulse. Such a circuit comprises as an essential part a so-called phase-locked loop, which locks its frequency at the average frequency of the ECG signal.

Exempelvis vid användning i ambulanser kan det ibland vara önskvärt att via radio kunna överföra patientens EKG-signaler till sjukhuset. En hjärtslagsindikator enligt uppfinningen är därför lämpligtvis anordnad för radioöverföring av EKG-signaler, så att den kan anslutas till en sändare. Genom att koppla en demodulator till mottagaren kan man överföra EKG-signalen till en skrivare. Vid den tidigare nämnda pulsräkningen filtreras insignalerna, så att man i huvudsak endast registrerar den s.k. QRS-signalen motsvarande kammar- depolarisationsvågen. Vid radioöverföringen skall man ha med hela signalkom- plexet för hjärtverksamheten. Däremot vill man givetvis i så stor utsträckning som möjligt filtrera bort muskelstörningar och andra störningar, som kan bli betydande vid de betingelser hjärtslagsindikatorn är avsedd att användas, jämfört med konventionell EKG-mätning i sjukhusmiljö. För att begränsa dessa störningar har man tidigare använt lågpassfilter med en övre gränsfrekvens på 100-150 Hz.For example, when used in ambulances, it may sometimes be desirable to be able to transmit the patient's ECG signals to the hospital via radio. A heartbeat indicator according to the invention is therefore suitably arranged for radio transmission of ECG signals, so that it can be connected to a transmitter. By connecting a demodulator to the receiver, you can transmit the ECG signal to a printer. In the previously mentioned pulse count, the input signals are filtered, so that essentially only the so-called The QRS signal corresponds to the ventricular depolarization wave. The entire signal complex for cardiac activity must be included in the radio transmission. On the other hand, of course, one wants to filter out as much as possible muscle disorders and other disorders, which can become significant under the conditions the heartbeat indicator is intended to be used, compared with conventional ECG measurement in a hospital environment. To limit these disturbances, low-pass filters with an upper cut-off frequency of 100-150 Hz have previously been used.

Högre gränsfrekvens ger ökade störningar, medan lägre frekvens förvränger EKG-signalen. Ett studium av EKG-signalens effekttäthetsspektrum visar emellertid att huvuddelen av dess effekt ligger under 35 Hz. Orsaken till att lågpassfiltrets lägsta möjliga gränsfrekvens ändå. måste ligga så högt är att man hittills använt icke faslinjära filter. De faslinjära filter som är vanliga i samband med tidskontinuerlig signalbehandling är Besselfiltren. Dessa hargdock en flack lutning och lämpar sig således inte för störningsdämpning. Enligt uppfinningen förses därför hjärtverksamhetsindikatorn med ett faslinjärt filter, som har linjär fasgång och brant flank mellan passband och spärrband. En lämplig undre gränsfrekvens kan härvid vara ca 0,05 Hz och en motsvarande övre gränsfrekvens ca 60 Hz, särskilt 45 - 30 Hz. Ett sådant filter släpper igenom EKG-signalen 8003106-5 3 oförvrängd, medan muskelstörningarnas frekvenskomponenter-som till större delen ligger över 30 Hz -i väsentlig utsträckning elimineras. En lämplig utföringsform av ett sådant filter är en ny realisering av Lerner-filter, som modifierats enligt uppfinningen för att passa lågfrekventa applikationer. Uppfin- ningen avser även en komponentbesparande realisering av ett sådant filter, som kan göras med vanliga Oil-förstärkare.Higher cutoff frequency causes increased interference, while lower frequency distorts the ECG signal. However, a study of the power density spectrum of the ECG signal shows that the majority of its power is below 35 Hz. The reason why the low-pass filter has the lowest possible cut-off frequency anyway. must be so high that non-phase linear filters have been used so far. The phase linear filters that are common in connection with time-continuous signal processing are the Bessel filters. These harrows, however, have a flat slope and are thus not suitable for disturbance damping. According to the invention, the cardiac activity indicator is therefore provided with a phase-linear filter, which has a linear phase path and a steep edge between the pass band and the barrier band. A suitable lower cut-off frequency can in this case be about 0.05 Hz and a corresponding upper cut-off frequency about 60 Hz, in particular 45 - 30 Hz. Such a filter transmits the ECG signal 8003106-5 3 undistorted, while the frequency components of the muscle disorders - which for the most part are above 30 Hz - are substantially eliminated. A suitable embodiment of such a filter is a new implementation of Lerner filters, which have been modified according to the invention to suit low-frequency applications. The invention also relates to a component-saving realization of such a filter, which can be done with ordinary Oil amplifiers.

Hjärtverksamhetsindikatorn enligt uppfinningen beskrivs i det följande närmare med avseende på en speciell utföringsform av densamma, till vilken den dock inte på något sätt är begränsad. Härvid hänvisas till de bifogade ritningarna, där Fig. l är ett schematiskt blockschema för en hjärtsiagsindikator enligt uppfinningen; ' Fig. 2 är ett principschema för en elektrodkontakt-kontrollkrets enligt uppfinningen; Fig. 3 är en utföringsform av kretsen i Fig. 2; Fig. 4 är ett principschema för en faslåsningskrets enligt uppfinningen; Fig. 5 är en utföringsform av kretsen i Fig. 4; Fig. 6 är ett principschema för ett faslinjärt filter; Fig. 7a och 7b visar en utföringsform av ett faslinjärt filter enligt uppfinningen; och Fig. 8 är en perspektivvy av en utföringsform av en hjärtslagsindikator enligt uppfinningen. I i I det i Fig. l visade blockschemat representerar hänvisningssiffran 1 ett ingångssteg, till vilket kontakt- eller avledningselektroder 2, avsedda att appliceras på en patient, ansluts via ledningar 3. I Figuren är endast tvâ kontaktelektroder 2 medtagna, men man kan givetvis även använda tre eller eventuellt flera elektroder. Ingångssteget l innefattar en kontrollkrets för avkänning av kontakten mellan eiektroderna 2 och patienten. Denna krets är kopplad till en larmanordning 4 anordnad att ge larm vid dålig kontakt. Utgången från ingångssteget l är via ett bandpassfilter 5 kopplad till en hjärt- frekvensomvandlare 6 innehållande en faslåst slinga. Den senare är ansluten dels till en räknare 7 och dels till en larmanordning 8 anordnad att ge larm när förutbestämda övre resp. undre gränsvärden för hjärtfrekvensen passeras.The cardiac activity indicator according to the invention is described in more detail below with respect to a special embodiment thereof, to which, however, it is in no way limited. Reference is made to the accompanying drawings, in which Fig. 1 is a schematic block diagram of a heart rate indicator according to the invention; Fig. 2 is a schematic diagram of an electrode contact control circuit according to the invention; Fig. 3 is an embodiment of the circuit of Fig. 2; Fig. 4 is a schematic diagram of a phase locking circuit according to the invention; Fig. 5 is an embodiment of the circuit of Fig. 4; Fig. 6 is a schematic diagram of a phase linear filter; Figs. 7a and 7b show an embodiment of a phase linear filter according to the invention; and Fig. 8 is a perspective view of an embodiment of a heartbeat indicator according to the invention. In the block diagram shown in Fig. 1, the reference numeral 1 represents an input stage, to which contact or lead electrodes 2, intended to be applied to a patient, are connected via wires 3. In the figure only two contact electrodes 2 are included, but one can of course also use three or possibly more electrodes. The input stage 1 comprises a control circuit for sensing the contact between the electrodes 2 and the patient. This circuit is connected to an alarm device 4 arranged to give an alarm in the event of poor contact. The output from the input stage 1 is connected via a bandpass filter 5 to a heart rate converter 6 containing a phase-locked loop. The latter is connected partly to a counter 7 and partly to an alarm device 8 arranged to give an alarm when predetermined upper resp. lower limit values for heart rate are passed.

Räknaren 7 är ansluten till en anordning 9 för presentation av hjärtfrekvensen, lämpligtvis i digital form. Företrädesvis är utgången från bandpassfiltret 5 även direkt ansluten till en lämplig anordning lO för indikering av kammarslagen, t.ex. en lysdiodrad. Anordningen enligt Fig. I är företrädesvis även anordnad för radioöverföring av utgångssignalen från ingàngssteget 1. För den skull är nämnda 8003106-5 4 utgång ansluten eller anslutningsbar till en frekvensmodulator l2 via ett lågpass- ﬁner 11. ' Den ovan beskrivna anordningen fungerar i korthet på följade sätt. De av hjärtat alstrade potentialerna avkänns med avledningselektroderna 2. Dessa appliceras på patienten på lämpligt sätt. Vid användning av exempelvis tre avledningselektroder är en lämplig elektrodplacering en elektrod vid vardera handleden och den tredje elektroden vid en fotled. De medelst elektroderna 2 avkända spänningsförändringarna, dvs. EKG-signalerna, förstärks i ingàngssteget 1. Samtidigt med mätningen av hjärtsignalerna sker kontinuerligt kontroll av elektrodkontakten, såsom beskrivs närmare nedan. Vid dålig eller utebliven kontakt ges lämpligt larm, t.ex. akustiskt, av larmanordningen 4. Den i ingångssteget 1 förstärkta EKG-signalen filtreras av bandpassfiltret 5, innan den leds till hjärtfrekvensomvandlaren 6. Den signal som når fram till den senare är relativt hårt filtrerad, så att i huvudsak endast kammardepolarisationssignalen eller den s.k. QRS-signalen återstår. l hjärtfrekvensomvandlaren 6 multipliceras frekvensen upp och räknas av räknaren 7 under en förutbestämd tid, varvid denna tid och uppmultiplicering är avpassad så att det på indikeringsanordningen 9 angivna värdet avser exempelvis antalet pulsslag under ett GO-sekunders intervall. Såsom'kommer att anges närmare nedan är frekvensomvandlaren 6 även anordnad att undertrycka störsignaler; t.ex. muskelstörníngar. Genom larmanordningen 8 ges t.ex. akustiskt larm, när hjärtslagsfrekvensen över-eller understiger förvalda gränsvärden. Samtidigt som hjärtslagsfrekvensen eller pulsen kan avläsas i digital form på presentationsanordningen 9 indikeras varje kammarslag på indikeringsanordningen.10. För radioöverföring, t.ex. via en ambulansradio, ansluts frekvensmodulatorn 12 till radiosändaren i fråga - i Figuren markerat med pilen l3. Den förstärkta EKG-signalen från ingångssteget l filtreras från muskelstörningar och dylikt med lågpassfiltret ll, innan den når frekvensmodulatorn 12. Ett särskilt fördelaktigt sådant lågpassfilter ll beskrivs _ närmare nedan.The counter 7 is connected to a device 9 for presenting the heart rate, suitably in digital form. Preferably, the output of the bandpass filter 5 is also directly connected to a suitable device 10 for indicating the chamber type, e.g. an LED wire. The device according to Fig. 1 is preferably also arranged for radio transmission of the output signal from the input stage 1. For this purpose, said output is connected or can be connected to a frequency modulator 12 via a low-pass 11. The device described above operates briefly on followed manner. The potentials generated by the heart are sensed with the lead electrodes 2. These are applied to the patient in a suitable manner. When using, for example, three lead electrodes, a suitable electrode placement is one electrode at each wrist and the third electrode at one ankle. The voltage changes sensed by the electrodes 2, i.e. The ECG signals are amplified in input stage 1. Simultaneously with the measurement of the heart signals, continuous control of the electrode contact takes place, as described in more detail below. In the event of poor or no contact, an appropriate alarm is given, e.g. acoustically, by the alarm device 4. The ECG signal amplified in the input stage 1 is filtered by the bandpass filter 5, before it is led to the heart rate converter 6. The signal reaching the latter is relatively hard filtered, so that essentially only the ventricular depolarization signal or the so-called The QRS signal remains. In the heart rate converter 6, the frequency is multiplied up and counted by the counter 7 for a predetermined time, this time and up multiplication being adjusted so that the value specified on the display device 9 refers to, for example, the number of pulse beats during a GO second interval. As will be explained in more detail below, the frequency converter 6 is also arranged to suppress interference signals; for example muscle disorders. Through the alarm device 8, e.g. acoustic alarm, when the heart rate exceeds or falls below the default limits. At the same time as the heart rate or pulse can be read in digital form on the display device 9, each ventricular beat is indicated on the display device.10. For radio transmission, e.g. via an ambulance radio, the frequency modulator 12 is connected to the radio transmitter in question - in the Figure marked with the arrow l3. The amplified ECG signal from the input stage 1 is filtered from muscle disorders and the like with the low-pass filter 11, before it reaches the frequency modulator 12. A particularly advantageous such low-pass filter 11 is described in more detail below.

I det följande kommer hjärtslagsindikatorn enligt Fig. l att beskrivas mer i detalj vad gäller elektrodkontakt-kontrollkretsen, hjärtfrekvensomvandlar- kretsen och det ovannämnda lågpassfiltret 11.In the following, the heartbeat indicator according to Fig. 1 will be described in more detail with respect to the electrode contact control circuit, the heart rate converter circuit and the above-mentioned low-pass filter 11.

Principen för elektrodkontakt-kontrollkretsen framgår av Fig. 2, som visar en lämplig uppbyggnad av ingângssteget i. Detta innehåller som huvud- komponenter ett signalseparationssteg lll, en generator eller oscillator 15 och en jämförare eller komparator 16. ingången hos signalseparationssteget 14 är förbunden med avledningselektroderna 2. Pâ utgångssidan är signalseparations- steget förbundet dels med blocken 5 - 12 i Fig. l, som representeras av ett 8003106-5 5 hjärtsignalindikeringsblock 18, och dels till jämföraren 16. Signalseparations- steget 11+ är anordnat så att i huvudsak endast hjärtsignalerna ger en utsignal vid utgången till blocket 18, medan i huvudsak endast mätsignalerna ger utsignal vid den andra utgången till jämföraren 16. Generatorn 15 är anordnad att mata signalseparationsstegets 14 elektrodingång med en spänning, varvid generatorn 15 även är anordnad att förse jämförarens 16 andra ingång med en signaLEventuellt sker denna återkoppling av generatorns 15 utsignal i stället via en tredje utgång hos signalseparationssteget lll, såsom anges med den streckade förbindelsen 20.The principle of the electrode contact control circuit is shown in Fig. 2, which shows a suitable structure of the input stage i. This contains as main components a signal separation stage III, a generator or oscillator 15 and a comparator or comparator 16. the input of the signal separation stage 14 is connected to the lead electrodes. On the output side, the signal separation stage is connected partly to blocks 5 - 12 in Fig. 1, which are represented by a heart signal indicating block 18, and partly to the comparator 16. The signal separation stage 11+ is arranged so that essentially only the heart signals provides an output signal at the output of block 18, while essentially only the measurement signals output at the second output of the comparator 16. The generator 15 is arranged to supply the electrode input of the signal separation stage 14 with a voltage, the generator 15 also being arranged to supply the second input of the comparator 16 with a signalPossibly this feedback takes place of the output signal of the generator 15 i instead via a third output of the signal separation step III, as indicated by the dashed connection 20.

Signalerna från generatorn 15 ger upphov till en av elektrodernas kontaktimpedans beroende utsignal på utgången 19 till jämföraren 16. Denna _ signal jämförs med referenssignalen till jämförarens 16 andra ingång. Som ovan nämnts tas denna referenssignal direkt från generatorn 15 eller via signalsepa- rationssteget 14. Reíerenssignalen kan eventuellt vara en av flera återförda mätsignaler. Vid god kontakt mellan elektroderna och patienten tar signalerna till jämföraren 16 i huvudsak ut varandra, medan dålig eller utebliven kontakt ger en utsignal från jämföraren 16 till larmanordningen lt, så att larm ges.The signals from the generator 15 give rise to an output signal dependent on the contact impedance of the electrodes at the output 19 of the comparator 16. This signal is compared with the reference signal to the second input of the comparator 16. As mentioned above, this reference signal is taken directly from the generator 15 or via the signal separation step 14. The reference signal may optionally be one of several returned measurement signals. With good contact between the electrodes and the patient, the signals to the comparator 16 substantially cancel each other out, while poor or no contact gives an output signal from the comparator 16 to the alarm device 1t, so that alarms are given.

Signalseparationsstegets 14 funktion kan vara baserad på separation av in- signalernas frekvens eller fas. I det förra fallet sker separationen med hjälp av lämpliga filter, medan man i det senare fallet genom addition och subtraktion av signalerna skiljer på signaler som ger samma resp. olika potential vid separa- tionsstegets 11+ ingångar, i fortsättningen kallade likfasiga och motfasiga signaler. Mätsignalerna ger således likfasiga signaler vid ingångarna, medan .i hjärtsignalerna vid korrekt elektrodapplicering i huvudsak är motfasiga.The function of the signal separation stage 14 may be based on the separation of the frequency or phase of the inputs. In the former case the separation takes place with the aid of suitable filters, while in the latter case a distinction is made by addition and subtraction of the signals which give the same resp. different potential at the 11+ inputs of the separation stage, hereinafter referred to as equal-phase and opposite-phase signals. The measurement signals thus give equal-phase signals at the inputs, while the heart signals when the electrode is applied correctly are substantially opposite-phase.

Fig. 3 visar ett specifikt exempel på en krets för ingångssteget 1. Denna innefattar en i och för sig konventionell instrumentförstärkare uppbyggd kring tre operationsförstärkare 21, 22 och 23. Vidare ingår en avstörningsförstärkare 21+ för aktiv iordning, en summator eller komparatór 25 och en växelströmsgene- rator 26. Den visade kretsen är avsedd att användas med tre avledningselektro- der, vars ingångar betecknatsumed A, B och C i Figuren. De icke-inverterande ingångarna hos operationsförstärkarna 21 och 22 är anslutna till elektrod- ingångarna A resp. B. Nämnda operationsförstärkaringångar är vidare eventuellt förbundna till en gemensamt jordpunkt via vardera ett ingångsmotstånd 27 och 28.Fig. 3 shows a specific example of a circuit for the input stage 1. This comprises a per se conventional instrument amplifier built around three operational amplifiers 21, 22 and 23. Furthermore, an interference amplifier 21+ for active preparation, a summator or comparator 25 and a alternator 26. The circuit shown is intended to be used with three lead electrodes, the inputs of which are denoted by A, B and C in the Figure. The non-inverting inputs of the operational amplifiers 21 and 22 are connected to the electrode inputs A and B. Said operational amplifier inputs are further optionally connected to a common ground point via an input resistor 27 and 28 each.

Förstärkarna 21 och 22 är negativt återkopplade via motstånd 29, 30 och 31. ingångarna hos operationsförstärkaren 23 är kopplade till operationsförstärkarnas 21 och 22 utgångar via motstånd 32 resp. 33. Operationsförstärkaren 23 är vidare negativt återkopplad via motstånd 32 och 34, och dess icke-inverterande ingång är jordad via ett motstånd 35. Vidare är operationsíörstärkarnas 21 och 22 utgångar förbundna med varandra via två motstånd 36 och 37. Operationsförstär- 8005106-5 6 karens 24 inverterande ingång är *ansluten till en punkt mellan dessa båda motstånd, medan dess icke-inverterande ingång är jordad via våxelströmsgenera- torn 26. Förstârkarens 24 utgång är ansluten till elektrodanslutningen C via ett motstånd 38. Slutligen är summatorn 25 med sin inverterande ingång ansluten till operationsförstärkarens 24 icke-inverterande ingång, och med sin icke-inverte- rande ingång ansluten till förstärkarens 24 utgång, eventuellt via ett bandpassfil- ter 39.The amplifiers 21 and 22 are negatively fed via resistors 29, 30 and 31. The inputs of the operational amplifier 23 are connected to the outputs of the operational amplifiers 21 and 22 via resistors 32 and 32, respectively. The operational amplifier 23 is further negatively fed via resistors 32 and 34, and its non-inverting input is grounded via a resistor 35. Furthermore, the outputs of the operational amplifiers 21 and 22 are connected to each other via two resistors 36 and 37. The operational amplifier the inverting input of the amplifier 24 is * connected to a point between these two resistors, while its non-inverting input is grounded via the AC generator 26. The output of the amplifier 24 is connected to the electrode connection C via a resistor 38. Finally, the summator 25 with its inverting input connected to the non-inverting input of the operational amplifier 24, and with its non-inverting input connected to the output of the amplifier 24, possibly via a bandpass filter 39.

Vid användning appliceras de båda avledningselektroder som ansluts till elektrodingångarna A och B på patienten, så att de av hjärtat alstrade signalerna väsentligen ligger i motfas på ingångarna A och B. Detta är exempelvis fallet vid placering av en elektrod på vardera handleden hos patienten. Den tredje elektroden, som ansluts till elektrodanslutningen C, skall tjänstgöra som jordelektrod och placeras t.ex. på patientens ena fotled. Kontaktimpedansen för övergången mellan hud och elektrod innefattar en resistiv och en kapacitiv komponent. För att den kapacitiva komponentens inverkan inte skall dominera, väljs frekvensen hos mätsignalen från växelströmsgeneratorn 26 väsentligen i samma frekvensområde som EKG-signalen, dvs. O - 150 Hz.In use, the two lead electrodes connected to the electrode inputs A and B are applied to the patient so that the signals generated by the heart are substantially in opposite phase to the inputs A and B. This is the case, for example, when placing an electrode on each wrist of the patient. The third electrode, which is connected to the electrode connection C, shall serve as a ground electrode and be placed e.g. on one patient's ankle. The contact impedance for the transition between skin and electrode includes a resistive and a capacitive component. In order that the influence of the capacitive component should not dominate, the frequency of the measurement signal from the alternator 26 is selected in substantially the same frequency range as the ECG signal, i.e. O - 150 Hz.

Av kretsbeskrivningen ovan framgår att i huvudsak endast signaler som mottas i motfas på elektrodingångarna A resp. B ger en utsignal på utgången D hos operationsförstärkaren 23, eftersom likfasiga signaler utbalanseras i den senare. Den mätsignal som växelströmsgeneratorn 26 matar kretsen med via avstörningsförstärkaren 24 positiva eller icke-inverterande ingång ger upphov till likfasiga signaler mellan elektrodingångarna A och B och ger således inte någon utsignal vid D. Vid god kontakt kan kontaktimpedansen vid elektroderna försummas i jämförelse med resistansen över motstånden 27 resp. 28. Sett från förstärkarens 24 icke-inverterande ingång kan då kretsen ses som en spännings- följare, varför spänningen på förstärkarens 24 utgång blir densamma som på den icke-inverterande ingången, dvs. den av växelströmsgeneratorn 26 alstrade spänningen Ul- Avstörningsförstärkaren 24 kommer därför att ha samma spänning på den inverterande ingången som på utgången. Spänningarna vid för- stärkarens ingång och utgång jämförs i summatorn 25. Vid god elektrodkontakt erhålls således ingen utsignal vid summatorns 25 utgång E. Bandpassfiltret 39 förhindrar att 50 l-lz-störningar påverkar mätningen. Filtret är avstämt till U l:s frekvens, som därför inte får väljas till nätfrekvensen eller multiplar därav.From the circuit description above it appears that mainly only signals received in opposite phase on the electrode inputs A resp. B provides an output signal at the output D of the operational amplifier 23, since equal-phase signals are balanced in the latter. The measuring signal which the alternator 26 supplies to the circuit with positive or non-inverting input via the interference amplifier 24 gives rise to DC phases between the electrode inputs A and B and thus does not give an output signal at D. In good contact the contact impedance at the electrodes can be neglected. 27 resp. 28. Seen from the non-inverting input of the amplifier 24, the circuit can then be seen as a voltage follower, so that the voltage at the output of the amplifier 24 becomes the same as at the non-inverting input, i.e. the voltage Ul generated by the alternating current generator 26 will therefore have the same voltage at the inverting input as at the output. The voltages at the input and output of the amplifier are compared in the summator 25. With good electrode contact, no output signal is thus obtained at the output E of the summator 25. The bandpass filter 39 prevents 50 l-1z disturbances from affecting the measurement. The filter is tuned to the frequency of U l, which must therefore not be selected to the mains frequency or multiples thereof.

EKG-signalerna på elektroderna orsakar inte någon utsignal från summatorn 25, eftersom spänningsvektorerna på ingångarna A och B, som ovan nämnts, i huvudsak ligger i motfas vid riktig applicering av elektroderna och därför försvinner vid summeringen på avstörningsförstärkarens 24 inverterande ingång. 8005106-5 7 Däremot kan störningar på grund av muskelaktiviteter, som ligger i likfas på elektrodingångarna, ge en viss utsignal från summatorn 25. Detta är emellertid en fördel, eftersom man härigenom kan kontrollera att den vid D uttagna EKG- signalen är någorlunda fri från muskelstörningar.The ECG signals on the electrodes do not cause an output signal from the summator 25, since the voltage vectors on the inputs A and B, as mentioned above, are substantially in opposite phase upon proper application of the electrodes and therefore disappear when summing on the inverting input of the interference amplifier 24. 8005106-5 7 On the other hand, disturbances due to muscle activities, which are in the same phase on the electrode inputs, can give a certain output signal from the summator 25. However, this is an advantage, since it can be checked that the ECG signal taken at D is fairly free from muscle disorders.

Om kontaktimpedansen vid elektroderna genom dålig eller utebliven kontakt ökar, så att dess inverkan inte längre kan försummas som ovan, blir spänningen vid avstörningsförstärkarens 24 utgång större än den på ingångssidan genererade spänningen UI. Spänningarna på summatorns 25 ingångar tar därför inte längre ut varandra, och man får en utsignal vid utgången E. Summatorns 25 utspänning är alltid noll vid god kontakt, medan en impedansökning vid någon av elektroderna ger en utsignal från summatorn. Utsignalen avkänns av en ej visad nivåkomparator, som är anordnad att slå larm om spänningen överstiger ett förutbestämt värde. Även om den i Fig. 3 visade kretsen är avpassad för tre mätelektroder, kan den enkelt modifieras för användning med två elektroder. Härvid använder man endast elektrodingångarna A och B, och elektrodanslutningen C förbinds med ingången B. Eventuellt kan avstörningsförstärkaren 24 utelämnas. Den ovan- nämnda principen kan givetvis även tillämpas vid användning av fler än tre mätelektroder.If the contact impedance at the electrodes increases due to poor or no contact, so that its effect can no longer be neglected as above, the voltage at the output of the interference amplifier 24 becomes greater than the voltage UI generated on the input side. The voltages at the inputs of the summator 25 therefore no longer cancel each other out, and an output signal is obtained at the output E. The output voltage of the summator 25 is always zero at good contact, while an impedance increase at one of the electrodes gives an output signal from the summator. The output signal is sensed by a level comparator (not shown), which is arranged to sound an alarm if the voltage exceeds a predetermined value. Although the circuit shown in Fig. 3 is adapted for three measuring electrodes, it can be easily modified for use with two electrodes. In this case, only the electrode inputs A and B are used, and the electrode connection C is connected to the input B. Optionally, the interference amplifier 24 can be omitted. The above-mentioned principle can of course also be applied when using more than three measuring electrodes.

Med den ovan beskrivna kretsen kan man således utan att införa störningar i EKG-signalen kontinuerligt avkänna elektrodkontakten under pågåen- de EKG-mätning.With the circuit described above, it is thus possible to continuously detect the electrode contact during ongoing ECG measurement without introducing disturbances in the ECG signal.

Som ovan nämnts behandlas utsignalen från operationsförstärkaren 23 i Fig. 3 av bandpassfiltret 5 och frekvensomvandlaren 6, innan räkning sker med räknaren 7 (Fig. l). Uppbyggnaden av frekvensomvandlaren 6 och larmanordning- en 8 visas schematiskt i Fig. 4. Den centrala delen av kretsen utgörs av en faslåst slinga 40 inkopplad mellan utgången av bandpassfiltret 5 och räknaren 7. Genom att den faslåsta slingan 40 låses vid hjärtslagens medelfrekvens eller en multipel därav kan man räkna antalet slag under relativt kort tid och ändå få ett pulsvärde med acceptabel noggrannhet. För att kunna ge larm vid för hög eller låg puls innefattar kretsen vidare en vippa 41, en integrator 42 och en nivåkomparator 43, till vilken larmanordningen 8 är ansluten. Signalen från integratorn 42 används även för grovinställning av den faslåsta slingan 40, såsom förklaras närmare nedan. Kretsen innehåller eventuellt ett olinjärt filter 44 (angivet streckat i Figuren) inkopplat före ingången till den faslåsta slingan 40.As mentioned above, the output signal from the operational amplifier 23 in Fig. 3 is processed by the bandpass filter 5 and the frequency converter 6, before counting takes place with the counter 7 (Fig. 1). The structure of the frequency converter 6 and the alarm device 8 is shown schematically in Fig. 4. The central part of the circuit consists of a phase-locked loop 40 connected between the output of the bandpass filter 5 and the counter 7. By locking the phase-locked loop 40 at the average heart rate or a multiple from this one can count the number of beats in a relatively short time and still get a pulse value with acceptable accuracy. In order to be able to give an alarm at too high or low a pulse, the circuit further comprises a flip-flop 41, an integrator 42 and a level comparator 43, to which the alarm device 8 is connected. The signal from the integrator 42 is also used for coarse adjustment of the phase-locked loop 40, as explained in more detail below. The circuit may include a non-linear filter 44 (indicated by dashed lines in the Figure) connected before the input to the phase locked loop 40.

Det olinjära filtret har till uppgift att förändra signalen, så att största delen av effekten ligger i grundtonen. Vippan 41 kan eventuellt inkopplas i integrator- slingan före integratorn 42. Ett exempel på en frekvensomvandlarkrets enligt ovan visas i Fig. 5. 8003106-5 8 Den faslåsta slingan 40 i Fig. 4 innefattar på i och för sig konventionellt sätt en fasdetektor 45, vars utgång är återkopplad till den ena ingången via ett slingíilter och en spännlngsstyrd oscillator 46. Slingfiltret utgörs i det visade fallet av en lågpasslänk bestående av två motstånd 47a och 47b samt en kondensator 47c. I det visade fallet innefattar den faslâsta slingan även en som dividerare fungerande räknare 48 mellan oscillatorn 46 och fasdetektorns ena ingång. Den andra ingången hos fasdetektorn 45 är ansluten till kretsingången F (som är kopplad till bandpassfiltret 5 i Fig. l) via en tröskel 50, den ovannämnda vippan 41 och ett olinjärt filter motsvarande blocket 44 i Fig. 4. Det olinjära filtret är uppbyggt av två delar, nämligen en första del anordnad i serie med fasdetektorns 45 signalingång, och en andra del inkopplad mellan fasdetektorns signal- och återkopplingsingång. Den första delen innefattar en diod 51 och ett motstånd 52 parallellkopplat med en kondensator 53. Den andra delen innefattar en diod 54, ett motstånd 55 anslutet till en spänningskälla G och en kondensator 56. Den spänningsstyrda oscillatorn 46 är för grovjustering kopplad till en strömgenerator 57. Den senare är i sin tur anordnad att styras av signalen på vippans 4l utgång via integratorn 42 i Fig. 4. Den senare utgörs i det visade fallet av ett motstånd 58a och en kondensator 58b. Utgången från den integrerande kretsen är som i Fig. 4 kopplad till -nivåkomparatorn 43 och larmanordningen 8. Den ovan beskrivna faslåsta slingan är ansluten till räknaren 7 i en punkt mellan oscillatorn 46 och räknaren 48.The non-linear filter has the task of changing the signal, so that most of the effect is in the fundamental tone. The rocker 41 can optionally be connected in the integrator loop before the integrator 42. An example of a frequency converter circuit as shown above is shown in Fig. 5. The phase-locked loop 40 in Fig. 4 comprises in itself a phase detector 45 in a conventional manner. whose output is fed back to one input via a loop filter and a voltage controlled oscillator 46. In the case shown, the loop filter consists of a low-pass link consisting of two resistors 47a and 47b and a capacitor 47c. In the case shown, the phase-locked loop also comprises a counter 48 acting as a divider between the oscillator 46 and one input of the phase detector. The second input of the phase detector 45 is connected to the circuit input F (which is connected to the bandpass filter 5 in Fig. 1) via a threshold 50, the above-mentioned flip-flop 41 and a non-linear filter corresponding to the block 44 in Fig. 4. The non-linear filter is composed of two parts, namely a first part arranged in series with the signal input of the phase detector 45, and a second part connected between the signal and feedback input of the phase detector. The first part comprises a diode 51 and a resistor 52 connected in parallel with a capacitor 53. The second part comprises a diode 54, a resistor 55 connected to a voltage source G and a capacitor 56. The voltage-controlled oscillator 46 is connected to a current generator 57 for coarse adjustment. The latter is in turn arranged to be controlled by the signal at the output of the flip-flop 41 via the integrator 42 in Fig. 4. The latter in the case shown consists of a resistor 58a and a capacitor 58b. The output of the integrating circuit is as in Fig. 4 connected to the level comparator 43 and the alarm device 8. The phase-locked loop described above is connected to the counter 7 at a point between the oscillator 46 and the counter 48.

Genom tröskeln 50, t.ex. en Schmittrigger, omvandlas den inkommande signalen till en fyrkantvåg. Genom lämpligt val av tröskelns omslagsnivåer erhålls en viss störundertryckning. Nivåerna avpassas så att endast QRS-delen av EKG-signalen passerar. Vippan 41 är i det visade fallet lämpligtvis en omtriggningsbar monostabil vippa, vars pulslängd avpassas efter' det högsta antalet hjärtslag per minut som skall räknas. Vill man således kunna bestämma upp till 300 slag per minut blir pulslängden 0,2 sekunder. Pulsslag som kommer inom 0,2 sekunder ger upphov till en längre puls från vippan. Utsignalen från vippan går till det olinjära filtret 51-56. I detta förändras signalen, så att största delen av effekten ligger i grundtonen. Vid höga frekvenser kan spektrat vara oförändrat, men vid låga frekvensen reduceras signalens bandbredd genom att pulserna förlängs. En för stor bandbredd hos insignalen gör nämligen att den faslåsta slingan 45-48 vid låg hjärtfrekvens kan låsa på övertoner. Fasdetektorn 45 kan exempelvis utgöras av en OCH- eller ELLER-grind men är i det visade fallet företrädesvis en EXKLUSIVT-ELLER-grind. Motståndet 52 skall hålla fasdetektorns 45 ingång på noll, när dioderna 51 och 54 spärrar. Motståndet 52 kommer dock att ladda ur kondensatorn 53, och tidskonstanten måste därför vara 8003106-5 9 tillräckligt lång för att låsning skall ske även vid låga hjärtfrekvenser. Vid högre hjärtfrekvens måste kondensatorn 53 laddas ur snabbare. Detta sker då genom en negativ flank hos utsignalen från räknaren 48 via filterdelen 54, 55, 56.Through the threshold 50, e.g. a Schmittrigger, the incoming signal is converted into a square wave. By appropriately selecting the cover levels of the threshold, a certain interference suppression is obtained. The levels are adjusted so that only the QRS part of the ECG signal passes. The rocker 41 in the case shown is suitably a retriggerable monostable rocker, the pulse length of which is adapted to the maximum number of heartbeats per minute to be counted. If you thus want to be able to determine up to 300 beats per minute, the pulse length will be 0.2 seconds. Pulse beats that come within 0.2 seconds give rise to a longer pulse from the rocker. The output signal from the flip-flop goes to the nonlinear filter 51-56. In this, the signal changes, so that most of the effect is in the fundamental tone. At high frequencies the spectrum may be unchanged, but at low frequencies the bandwidth of the signal is reduced by prolonging the pulses. Too much bandwidth of the input signal means that the phase-locked loop 45-48 at low heart rate can lock on harmonics. The phase detector 45 may for instance consist of an AND or OR gate but in the case shown is preferably an EXCLUSIVE-OR gate. The resistor 52 should keep the input of the phase detector 45 at zero when the diodes 51 and 54 block. However, the resistor 52 will discharge the capacitor 53, and the time constant must therefore be long enough for locking to take place even at low heart rates. At higher heart rates, capacitor 53 must be discharged faster. This then takes place through a negative edge of the output signal from the counter 48 via the filter part 54, 55, 56.

Utsignalen från fasdetektorn 45 inställer via slingfiltret 47a, 47b och 47c frekvensen hos den spänningsstyrda oscillatorn 46. Slingfiltret Wa, 47b, l+7c är härvid optimerat med avseende på snabb låsning och god störundertryckning. För att säkerställa låsning inom hela det aktuella frekvensområdet grovjusteras frekvensen hos oscillatorn 46 med strömgeneratorn 57. Den senare styrs med spänningen från vippan 41 via det integrerande nätet 58a, 58b. Denna spänning blir ungefär proportionell mot hjärtslagsfrekvensen och har lång tidskonstant, varför den endast i.liten utsträckning påverkas av störningar. Spänningen känﬂS av med nivåkomparatorn #3, varvid larm ges med larmanordningen 8 när förinställ- da gränser för hög resp. låg hjärtfrekvens passeras. I den spänningsstyrda oscilla- torn 146 multipliceras utsignalen från fasdetektorn 45 till lämplig frekvens för räkning med räknaren 7 och neddelas sedan med en motsvarande faktor i räknaren #8, varefter signalen jämförs med hjärtfrekvensen i fasdetektorn 1:5.The output signal from the phase detector 45 adjusts the frequency of the voltage-controlled oscillator 46 via the loop filters 47a, 47b and 47c. The loop filter Wa, 47b, 1 + 7c is in this case optimized with regard to fast locking and good interference suppression. To ensure locking within the entire current frequency range, the frequency of the oscillator 46 is roughly adjusted with the current generator 57. The latter is controlled with the voltage from the flip-flop 41 via the integrating network 58a, 58b. This voltage becomes approximately proportional to the heart rate and has a long time constant, so it is only to a small extent affected by disturbances. The voltage is sensed with level comparator # 3, whereby alarms are given with the alarm device 8 when preset limits are too high resp. low heart rate is passed. In the voltage controlled oscillator 146, the output signal from the phase detector 45 is multiplied to the appropriate frequency for counting with the counter 7 and then divided by a corresponding factor in the counter # 8, after which the signal is compared with the heart rate in the phase detector 1: 5.

Om således räknaren 7 räknar antalet perioder i oscillatorns #6 utsignal under 7,5 sekunder och frekvensen är åtta gånger högre än hjärtslagsfrekvensen, kan antalet slag per minut presenteras på presentationsanordningen 9 i Fig. l. Genom den faslåsta slingan 45-48 låses utsignalen från den spänningsstyrda oscillatorn 46 vid en medelfrekvens för EKG-signalen, varför inverkan av momentana oregel- bundenheter och störningar i signalen elimineras. Följaktligen kan ett mycket tillförlitligt extrapolerat pulsvärde erhållas trots mätning under endast en kort tid. Vid t.ex. digital presentation av hjärtslagsfrekvensen blir härigenom den sista siffran i presentationen stabil, så att ett irriterande moment vid avläsningen i undviks. Den ovan beskrivna kretsen är dessutom synnerligen komponentbespa- rande. Således ingår endast två IC-kapslar i själva slingan.Thus, if the counter 7 counts the number of periods in the output signal of the oscillator # 6 for 7.5 seconds and the frequency is eight times higher than the heart rate, the number of beats per minute can be presented on the display device 9 in Fig. 1. Through the phase locked loop 45-48 the output signal is locked from the voltage-controlled oscillator 46 at an average frequency of the ECG signal, thus eliminating the effect of instantaneous irregularities and disturbances in the signal. Consequently, a very reliable extrapolated pulse value can be obtained despite measurement for only a short time. At e.g. digital presentation of the heart rate thus makes the last digit of the presentation stable, so that an annoying moment during the reading in is avoided. The circuit described above is also extremely component-saving. Thus, only two IC capsules are included in the loop itself.

Sorn tidigare nämnts är lågpassfiltret ll för begränsning av muskelstör- ningar och andra störningar i EKG-signalerí företrädesvis ett faslinjärt filter, dvs. ett filter vars fasförskjutning varierar väsentligen linjärt med frekvensen. Med ett sådant filter kan lågpassfiltrets övre gränsfrekvens sänkas till ca 45 Hz utan förvrängning av EKG-signalen. Det är i själva verket möjligt att använda en undre gränsfrekvens av ca 35 Hz eller eventuellt t.o.m. 30 Hz utan någon betydande förvrängning av signalen. Eftersom större delen av muskelstörningar- nas frekvenskomponenter ligger över 30 Hz får man härigenom en EKG-signal, i vilken större delen av muskelstörningarna eliminerats. En särskilt lämplig typ av filter är s.k. Lerner-filter, som är faslinjära filter med brantaflanker. Sådana filter beskrivs Lex. i Lerner, Robert N., Proceedings of the IEEE, mars 1964, sid. 8003106-5 10 2149-268. Uppbyggnaden av dessa visas schematiskt i Fig. 6. Som framgår av den visade kretsen fördelas ingångssignalen Um på två grenar vardera innefattande en kondensator C 1 resp. CZ och ett antal parallellkopplade serieresonanskretsar zu, zz, 24 zn_1 till varsin ingång hos en summator 59. Utsignalen från filtret Uut innefattar resp. Zl, 23, 25 Zn. De båda filtergrenarna är anslutna frekvenser inom ett skarpt definierat intervall. I Fig. 7a och 7b visas ett modifierat Lerner-filter, som är speciellt avpassat för den aktuella lågfrekventa tillämpningen. Den visade kopplingen, som inte finns beskriven tidigare, är komponentbesparande och kan realiseras med vanliga OP-förstärkare. Liksom i Fig. 6 innefattar filtret två grenar anslutna till varsin ingång hos en summator 59. I kretsen ingår tre serieresonanskretsar 60, 61 och 62, motsvarande 22, Zl och 23 i Fig. 6. Zo motsvaras av ett motstånd 63 anslutet via en spänningsgene- rator 61%. C 1 och G2 i Fig. 6 motsvaras i Fig. 7a av kondensatorer 65 och 66. De båda filtergrenarna är inbördes förbundna via två parallellkopplade dioder 67 och 68, som tjänar till att snabbt ladda om kondensatorerna 65 och66 vid stora ändringar av insignalens Uin likspänningsnivå. Summatorn 59 utgörs av en differentialförstärkarkoppling innefattande en operationsförstärkare 69, där utspänningen från de båda filtergrenarna summeras via ingångsmotstånd 70 och 71. Operationsförstärkaren 69 är negativt återkopplad via ett motståndsnät 71, 72, 73 och 74, som bildar en spänningsdelare för den återmatade spänningen.As previously mentioned, the low-pass filter II for limiting muscle disorders and other disorders in ECG signals is preferably a phase-linear filter, ie. a filter whose phase shift varies substantially linearly with frequency. With such a filter, the upper limit filter of the low-pass filter can be lowered to approx. 45 Hz without distortion of the ECG signal. It is in fact possible to use a lower cut-off frequency of about 35 Hz or possibly up to and including 30 Hz without any significant distortion of the signal. Since most of the frequency components of the muscle disorders are above 30 Hz, this gives an ECG signal, in which most of the muscle disorders have been eliminated. A particularly suitable type of filter is the so-called Lerner filters, which are phase-linear filters with steep flanks. Such filters are described Lex. in Lerner, Robert N., Proceedings of the IEEE, March 1964, p. 8003106-5 10 2149-268. The structure of these is shown schematically in Fig. 6. As can be seen from the circuit shown, the input signal Um is distributed on two branches each comprising a capacitor C1 resp. CZ and a number of parallel-connected series resonant circuits zu, zz, 24 zn_1 to each input of a summator 59. The output signal from the filter Uut comprises resp. Zl, 23, 25 Zn. The two filter branches are connected frequencies within a sharply defined range. Figs. 7a and 7b show a modified Lerner filter, which is specially adapted for the current low-frequency application. The connection shown, which has not been described previously, is component-saving and can be realized with standard OP amplifiers. As in Fig. 6, the filter comprises two branches connected to each input of a summator 59. The circuit includes three series resonant circuits 60, 61 and 62, corresponding to 22, Z1 and 23 in Fig. 6. This corresponds to a resistor 63 connected via a voltage gene - rator 61%. C1 and G2 in Fig. 6 correspond in Fig. 7a to capacitors 65 and 66. The two filter branches are interconnected via two parallel-connected diodes 67 and 68, which serve to quickly recharge the capacitors 65 and 66 in the event of large changes in the DC voltage level of the input signal. . The summator 59 consists of a differential amplifier connection comprising an operational amplifier 69, where the output voltage from the two filter branches is summed via input resistors 70 and 71. The operational amplifier 69 is negatively fed back via a resistor network 71, 72, 73 and 74, which forms a voltage divider for the feedback voltage.

Eventuellt är en kondensator 75 seriekopplad med motståndet 71+ för att öka differentialstegets likspänningsstabilitet. Operationsförstärkarens 69 icke- inverterande utgång är vidare ansluten till en spänningskälla K via en spänningsdelare bildad av tre motstånd 76, 77 och 78. Uppbyggnaden av serieresonanskretsarna 60, 61 och 62, som principiellt är uppbyggda av ett s.k. D- element D och ett motstånd R, visas i Fig. 7b. Till skillnad mot resonanskretsar- na i ett konventionellt Lerner-filter är de baserade på operationsförstärkare.Optionally, a capacitor 75 is connected in series with the resistor 71+ to increase the DC voltage stability of the differential stage. The non-inverting output of the operational amplifier 69 is further connected to a voltage source K via a voltage divider formed by three resistors 76, 77 and 78. The structure of the series resonant circuits 60, 61 and 62, which are in principle built up of a so-called D-element D and a resistor R, are shown in Fig. 7b. Unlike the resonant circuits in a conventional Lerner filter, they are based on operational amplifiers.

Varje resonanskrets innefattar en operationsförstärkare 79, som är negativt åter-kopplad via ett motstånd 80. Ett motstånd 81 är kopplat i serie med förstärkarens 79 inverterande ingång, och ett motstånd 82 är placerat parallellt med förstärkaringångarna. Vidare är förstärkarens utgång återkopplad till den icke inverterande ingången via ett motstånd 83 och en kondensator 81+. Slutligen är en kondensator 85 anordnad i serie med kondensatorn 84. Det ovan beskrivna kopplingen är egentligen ett bandpassfilter, vars gränsfrekvenser kan väljas till exempelvis 0,07 resp. 40 Hz. Liksom ett konventionellt Lerner-filter har det 'linjär fasgång och brant flank mellan passband och spärrband. Vid den undre gränsfrekvensen fungerar filtret som en ordinär högpass RC-länk, medan det vid högre frekvenser gradvis övergår till ett konventionellt Lerner-filter. Den 8003106-5 ll speciellt visade ﬂlterkonstruktionen har sju poler, varav tvâ är korrektionspoler. l Fig. 8 visas ett exempel på den yttre utformningen av en hjärtslagsin- dikator enligt uppfinningen. De tidigare beskrivna kretsarna är anordnade innanför ett hölje 86. Pâ höljets ovansida är en presentationsanordning 87 för pulsfrekvensen (motsvarande 9 i Fig. l) anordnad. Denna kan t.ex. vara en flytande kristall-display, som anger antalet hjärtslag per minut. Vidare är en lysdiodrad 88 (motsvarande 10 i Fig. 1) anordnad i höijet 86. Denna, som t.ex. kan innehålla tio segment, är anordnad att lysa upp vid varje kammarslag, varvid utslaget (dvs. antalet segment som lyser upp) är proportionellt mot hjärtsignalens styrka, dvs. hjärtats depolarisationsspänning. Avledningselektroderna som appliceras på patientenvia ledningarna med lämplig längd ansluts vid kontakter 89. En kontakt 90 är anordnad för batteriladdning och för anslutning till radiosändare. 91 markerar en kombinationsknapp avsedd dels för batterikontroil och dels för inkoppling av en referenssignal, som vid radioöverföring är nödvändig för att ange EKG-skalanlfill- och frånslagning av apparaten sker med en kontroll 92. Apparaten ges lämpligtvis en sådan storlek, att den lätt kan medföras av t.ex. ambulanspersonal och ryms i en rockficka eller liknande.Each resonant circuit comprises an operational amplifier 79, which is negatively fed back via a resistor 80. A resistor 81 is connected in series with the inverting input of the amplifier 79, and a resistor 82 is placed parallel to the amplifier inputs. Furthermore, the output of the amplifier is fed back to the non-inverting input via a resistor 83 and a capacitor 81+. Finally, a capacitor 85 is arranged in series with the capacitor 84. The connection described above is in fact a bandpass filter, the cut-off frequencies of which can be selected to be, for example, 0.07 resp. 40 Hz. Like a conventional Lerner filter, it has a linear phase path and a steep edge between the passband and the barrier band. At the lower cut-off frequency, the filter functions as an ordinary high-pass RC link, while at higher frequencies it gradually transitions to a conventional Lerner filter. The 8003106-5 ll specially shown alter construction has seven poles, two of which are correction poles. Fig. 8 shows an example of the external design of a heartbeat indicator according to the invention. The previously described circuits are arranged inside a housing 86. On the upper side of the housing a display device 87 for the pulse frequency (corresponding to 9 in Fig. 1) is arranged. This can e.g. be a liquid crystal display, which indicates the number of heartbeats per minute. Furthermore, a LED line 88 (corresponding to 10 in Fig. 1) is arranged in the height 86. This, which e.g. may contain ten segments, is arranged to illuminate at each ventricular beat, the rash (ie the number of segments being illuminated) being proportional to the strength of the heart signal, i.e. the depolarization voltage of the heart. The lead electrodes applied to the patient via the wires of suitable length are connected to connectors 89. A connector 90 is provided for battery charging and for connection to radio transmitters. 91 marks a combination button intended partly for battery control and partly for connection of a reference signal, which in radio transmission is necessary to indicate ECG scale filling and switching off of the device is done with a control 92. The device is suitably given such a size that it can be easily carried of e.g. ambulance personnel and fit in a coat pocket or similar.

Den ovan beskrivna hjärtslagsindikatorn kan användas såväl inom sjuk- som friskvård. Således kan den förutom den ovannämnda användningen i ambulanser och för övervakning även användas vid t.ex. konditionstest, inom intensivvård och rehabilitering och i katastrofutrustningar.The heartbeat indicator described above can be used in both healthcare and wellness. Thus, in addition to the above-mentioned use in ambulances and for monitoring, it can also be used in e.g. fitness tests, in intensive care and rehabilitation and in disaster equipment.

Uppfinningen är givetvis inte begränsad till de ovan och i ritningarna speciellt beskrivna och visade anordningarna och kretsarna, utan många modifika- tioner och variationer är möjliga inom ramen för de efterföljande patentkraven. Även om anordningen och kretsarna enligt uppfinningen är särskilt fördelaktiga vid portabla apparater, kan de givetvis även användas vid stationära utrustningar. Vida- re kan självfallet de beskrivna och visade kopplingarna utföras som iC-kretsar,t.ex. i hybrid- eller monolitiskt utförande.The invention is of course not limited to the devices and circuits specifically described and shown above and in the drawings, but many modifications and variations are possible within the scope of the appended claims. Although the device and the circuits according to the invention are particularly advantageous in portable devices, they can of course also be used in stationary equipment. Furthermore, of course, the described and shown connections can be made as iC circuits, e.g. in hybrid or monolithic design.

Claims

1. 8005106-5 12 PATEN TK RAV 1. Cardiac activity indicator comprising at least two electrodes (2) intended to be attached to the patient for sensing the potentials generated by the heart and circuit means (1-12) for signal processing thereof and indication of the cardiac activity of the patient, characterized in that in combination with said circuit means it comprises a control circuit for monitoring the contact of the electrodes (2) towards the patient, which comprises a generator (15, 26) for generating at least one measuring signal over the electrodes (2), a separation step (lß) arranged to separate the returned measurement signals from the heart signals in the signals sensed by the electrodes (2), and comparison means (16) arranged to compare the returned measurement signals with at least one reference signal and means for indicating defective electrode contact, the returned measurement signal (s) and the reference signal or signals are obtained, said step (14) for sepa ration of the heart signals and the measuring signals is arranged such that substantially only the heart signals give an output signal at one or more first outputs connected to the circuit means for indicating the cardiac activity, and that substantially only the measuring signals give an output signal at one or more other outputs sensed by said comparator (16), whereby measurement of the contact impedance is allowed at the same time as the ongoing indication of the cardiac activity.

Device according to claim 1, characterized in that the step (14) for separating the heart signals and the measuring signals is arranged so that only signals giving different potential at the inputs of the separating stage (14) give output signal at said first outputs, and that signals giving the same potential at the inputs constitutes at least most of the output signal at said other outputs.

Device according to claim 2, characterized in that the control circuit (1) comprises a first amplifier (21, 22, 23) connected to at least two electrodes (2) with an output for the sum of the input signals and an output for the difference between the input signals, and a second amplifier (Zlß) with an input connected to the first amplifier: (21, 22, 23) output for sum signal and with the output connected to an electrode (2), said measuring signal generator (26) being connected to a second input of said second amplifier (214), and that the comparison means (16) comprise a comparator (25), which is arranged to compare the state at the latter input of the second amplifier (21%) with the state at its output. 8003106- * 5 13 li.

Device according to claim 1, 2 or 3, characterized in that the circuit means (1-12) for signal processing of the generated heart potentials comprise a circuit (6-9) for determining the number of heartbeats for a predetermined time, which circuit comprises a phase-locked loop (# 0), arranged to pour the signal intended for the heartbeat determination at the fundamental frequency of the heart signal.

Device according to any one of the preceding claims, characterized in that for forming a disturbance-limited ECG signal it comprises a substantially phase-linear, time-continuous low-pass filter (11) with an upper cut-off frequency below about 60 Hz, in particular at 45-30 Hz.