SE529087C2 - System för trådlös generering av EKG-avledningar av standardtyp - Google Patents

Description

529 087 ordningen meter. Mätningarna och de visade kurvorna kan dessutom påverkas av fysiskt tryck eller dragbelastning på elektroderna.

Problemet med trådledare eller elektroder som dras loss kvarstår således hos alla de beskrivna utrustningama.

Tidigare kända system av de ovan beskrivna slagen yisas bland annat i US-patenten nr 4 243 044; 5 427 111; 6 026 321; 6 416 471; 6 453 186; 6 494 829; 6 526 310; 6 551 252; 6 567 680; 6 579 242; 6 581? 170 och 6 611 705. * Det har föreslagits sätt att få fram EKG genom uteslu ing av alla trådle- dare och integrering av EKG-registreringen och radiosändarj; i varje avkän- ningsenhet, exempelvis visat i US-patenten nr 3 943 918; 4 1 874; 5 168 874; 5 307 818; 5 862 803; 5 957 854; 6 289 238; 6 132 371; 6 44j1 747; 6 496 705 och 6 577 693. l US-patenten nr 4 850 370; 5 058 598 och 6 901 Zßï är grundidén base- rad på att man först transforrnerar ett reducerat antal EKG-m tningar till en ekvi- valent X,Y,Z-källa och att man sedan härieder standardavled ingama genom an- vändning av den ekvivalenta spänningskällan och den “kändå” impedansen hos kroppen. Huvudproblemet med denna lösning är att impedan variationen mellan människor är stor. Därför kommer EKG-uppskattningen att ibïand bli fullständigt felaktig, om impedansen inte mäts. Den EKG-signa! som mä med dessa före- slagna lösningar är därför ej korrekt och kan inte användas till diagnoser. Dessa system har därför aldrig kommit till klinisk användning. i US 20020045836 beskriver ett övervakningssystem för trådlös överföring av signaler från ett antal kroppsplaoerade elektroder med var sina kontakter till en basstation med möjlighet till styrning av elektroderna i olika avseenden. Nämiare bestämt utnyttjas för varje standardavledning fyra elektrodkontakter placerade i hörnen av en långsträckt rektangel med långsidorna parallella med riktningen för standardavledningen och med kortsidorna väsentligen i lägena för standardav- ledningens avkänningsställen och vinkelräta mot långsidoma Varje kortsidas elektrodkontakter ingår i en separat elektrod. l US 20020045836 antages kroppen uppträda rent resistivt och homo- gent, vilket är en grov förenkling, som leder till utnyttjande av en i förväg fastställd skalär faktor, vilket ger en falsk och kliniskt oanvändbar standardavledning. 10 15 20 25 30 529 087 SAMMANFATTNING AV UPPFlNNlNGEN Ett huvudändamål med föreliggande uppfinning är att åstadkomma ett system för trådlös generering av åtminstone en korrekt och kliniskt användbar EKG-avledning av standardtyp, som eliminerar problemen m d användning av trådledare, så att patienten kan röra sig fritt utan någon till tråïiledare relaterad risk under denna rörelse.

Huvudändamålet uppnås medelst ett system för trådl 's generering av åtminstone en EKG-avledning av standardtyp i enlighet med atentkrav 1.

Föredragna utföringsforrner av det uppfinningsenliga systemet framgår av underkraven. l Ett system för trådlös generering av åtminstone en E G-avledning av standardtyp innefattar således ett fiertal elektroder för anbrin ande på skilda stäl- len på en individ samt en avlägsen mottagarstation med orga för generering av åtminstone en EKG-avledning av standardtyp ur av en första ßupp av nämnda flertal elektroder detekterade signaler. Detta system innefatta vidare organ för generering av åtminstone två EKG-signaler av icke-standard p ur bipolära signa- ler, som av en andra grupp av nämnda flertal elektroder år aiïízrdnade att detekte- ras i huvudsak samtidigt med de signaler som detekteras av ïämnda första elek- trodgrupp, varvid den andra gruppen av nämnda flertal elektr der innefattar åt- minstone en delmängd med åtminstone tre olinjärt anordnad , närbelägna elek- troder för detektering av två lokala, bipolära signaler, processu rorgan iden av- lägsna mottagarstationen för beräkning av en transform, som syntetiserar varje genererad EKG-avledning av standardtyp ur åtminstone två \ nämnda EKG- signaler av icke-standardtyp, organ för bortkoppling av den första gruppen av elektroder från patienten efter beräkningen, varefter processttrorganen syntetise- rar EKG-signalen av standardtyp ur EKG-signalerna av icke-standardtyp enbart under användning av transformen, samt organ för trådlös öve* öring av EKG- signalema av icke-standardtyp till den avlägsna mottagarstati nen efter bortkopp- lingen av den första gruppen av elektroder. Därigenom gener ras nämnda åtmin- stone ena EKG-signal av standardtyp genom syntetiserlngen efter bortkopplingen av den första gruppen av elektroder. 10 15 20 25 30 529 087 Denna lösning gör det således möjligt för patienten att efter beräkningen av transfomren, som syntetiserar varje genererad EKG-avledning av standardtyp, röra sig fritt utan att några trådledare är anbringade på honom eller henne.

Som följd av det olinjära arrangemanget kan delmän dens tre elektroder användas som två olika par, där varje par detekterar en sepa at bipolär signal med unika komponenter av den elektriska signal som genere as under varje hjärtslag.

Genom att anordna de tre elektroderna längs två ort onala linjer kom- mer de två bipolära signalerna att innehålla ortogonala komp jnenter av den elektriska signal som genereras under varje hjärtslag. Detta k mmer uppenbarli- gen att underlätta syntetiseringen av EKG-avledningen av sta dardtyp. l . r år företrädesvis Nämnda delmängd av den andra gruppen av elektr element i en trådlös EKG-avkänningsenhet, så att de relativa ägena av elektro- derna är fixerade, och den trådlösa EKG-avkänningsenheten an vidare innefatta en radiomodul för kommunikation med den avlägsna mottaga tationen, när den aktiverats av denna.

Vidare innefattar den trådlösa EKG-avkänningsenhetån företrädesvis en differentialförstärkare för varje bipolär signal, vilken differentialförstärkare utgör nämnda organ för generering av EKG-signaler av icke-standårdtyp, samt en da- taprocessor, som är ansluten mellan differentialförstärkaren o h radiomodulen samt lämpad för digital lagring av EKG-signalerna av icke-sta dardtyp.

Den trådlösa EKG-avkänningsenheten kan vidare oc så innefatta åtmin- stone en ytterligare differentialförstärkare med ingångar, som lär anslutbara till var sin av ett flertal elektroder, och en utgång, som är ansluten till! dataprooessorn.

Bortkopplingsenheten kan vidare innefatta trådledare, som är anslutna till elektrodema i den första gruppen av nämnda flertal elektroder, samt omkopp- lingsorgan för val av de elektroder som skall anslutas till näm da åtminstone ena ytterligare differentialförstärkare. l denna utföringsforrn kan bïrtkopplingsenheten också innefatta trådledare, som var och en är anslutna till en elektrod i en separat trådlös EKG-avkänningsenhet.

Varje trådlös EKG-avkånningsenhet innefattar företrä esvis organ för ïd från den avlägs- styming av omkopplingsorganen, t.ex. i överensstämmelse m na mottagarstationen mottagna instruktioner. 10 15 20 25 30 529 087 I normal drift innefattar ovanstående system åtminst ne en ytterligare EKG-avkänningsenhet samt organ i den avlägsna mottagarsíationen för synkro- nisering av dataflödet från EKG-avkänningsenheterna. Därig nom kan flera EKG- avledningar av standardtyp genereras i huvudsak samtidigt.

Den trådlösa genereringen av en EKG-avledning av tandardtyp innefat- tar åtgärdema: att generera en EKG-avledning av standardtyu under användning av elektroder för anbringande i standardpositioner på en ind' id; att generera åt- ras av en ytterligare grupp av åtminstone tre elektroder för a bringande på en individ i närbelägna positioner; att beräkna en transforrn, sont syntetiserar EKG- avled-ningen av standardtyp ur EKG-signalema av icke-stan ardtyp; att avbryta genereringen av EKG-avledningen av standardtyp efter nämjda beräkning; att överföra EKG-signalema av icke-standardtyp trådlöst åtminst ne efter nämnda avbrott; och att därefter generera EKG-avledningen av stand rdtyp enbart under användning av den beräknade transformen.

Genereringen av EKG-avledningen av standardtyp in efattar företrädes- vis användning av trådledare, som är anslutna till de motsvarïnde elektrodema och avbrytningen innefattar avlägsnande av dessa elektroder loch trådledare.

EKG-signalema av icke-standardtyp kan emellertid överföras \ dlöst hela tiden.

EKG-avledningen av standardtyp och EKG-signalerna av ick standardtyp gene- reras företrädesvis i huvudsak samtidigt. Beräkningen kan vid re baseras på digi- talt lagrade representationer av EKG-avledningen av standar typ och EKG- signalema av icke-standardtyp.

EKG-avkänningsenheten innefattar åtminstone tre el ande på en individ och generering av bipolära signaler; en ra iomodul för kom- munikation med en avlägsen mottagarstation; en differentialfö täikare för varje bipolär signal för generering av en EKG-signal av icke-standa dtyp; en mellan differentialförstärkarna och radiomodulen ansluten dataproce or för digital lag- ring av EKG-signalerna av icke-standardtyp; Samt åtminstone \ n ytterligare diffe- rentialförstärkare med ingångar anslutbara till var sin av ett fle al ytterligare elek- troder och en utgång ansluten till dataprooessorn.

EKG-avkänningsenheten kan vidare innefatta organ f' r att som gensvar på extema signaler styra dess arbetssätt, och elektrodema ka utgöra del av en minstone två EKG-signaler av icke-standardtyp ur bipolära siïnaler som detekte- l roder för anbring- 10 15 20 25 30 529 087 patch (dvs. en trådlös, självhäftande sensor, härefter benämnd plåster), som är borttagbar från resten av EKG-avkänningsenheten.

KORT BESKRIVNING AV RITNINGARN De åtföljande ritningama åskådliggör föredragna utfißngsforrner av ett system och en EKG-avkänningsenhet enligt föreliggande uppfinning, varvid: FIG. 1 är en schematisk frontvy av en människotorsd och visar de elek- trodpositloner som används vid mätning av en 12-avledning v standardtyp; FIG. 2A är ett kretsschema för en EKG-förstärkare h FIG. 2B är ett motsvarande blockschema; FIG. 3 åskådliggör en typisk elektrisk anslutning av n EKG-förstärkare; FIG. 4 åskådliggör en utföringsforrn av ett system en igt föreliggande upp- finning; FIG. 5A är en vy underifrån av en första utföringsfo av en EKG- avkänningsenhet och FIG. 5B är en tvärsnittsvy längs linjen -V; FIG. 6A är en vy underifrån av en andra utföringsfo av en EKG- avkänningsenhet och FIG. 68 är en tvärsnittsvy längs linjen I-VI; FIG. 7A är en schematisk bild av elektroniken len Elí FIG. 7B är ett diagram som åskådliggör dataflödet I EKG-avkännings- enheten; G-avkänningsenhet; FIG. 8 är en schematisk bild av elementen i en utföri gsform av förelig- gande uppfinning för applioering på en människa; FIG. 9 är ett blockschema över en mätrnodul i EKG- ykänningsenheten; FIG. 10 åskådliggör elementen i FIG. 8 applicerade få en människa; FIG. 11 A-D är registreringar genomförda på två må niskor med intill varandra belägna elektroder; FIG. 12 A-D är registreringar av lokala bipolära signauer genomförda på två människor med intill varandra belägna elektroder; I FIG. 13 A-D är multipla registreringar av lokala bipoI" ra signaler genom- förda på två människor med intill varandra belägna elektroder; FIG. 14 är ett diagram som åskådliggör flödet av EKG-data genom EKG- mottagarenheten l FIG. 4; 10 15 20 25 30 529 087 F|G.15 är ett diagram som åskådliggör flödet av styrs ignaler genom EKG- mottagarenheten i FIG. 4; F lG.16 är ett diagram som åskådliggör syntetiseringen och kalibreringen av EKG-signaler; FIG. 17 visar med en standardutrustning registrerade EKG-avledningar; och FIG. 18 visar samtidigt registrerade EKG-signaler, s utrustningen enligt föreliggande uppfinning. registrerats med BESKRIVNING AV FÖREDRAGNA UTFÖRINGS ORMER Elektrodema för EKG-mätningar är belägna på olika elar av kroppen, såsom framgår av FIG. 1.

Det normala elektrokardiogrammet eller den normala remsan erhålles från en av tre slag av elektriska anslutningar. är kända som extremitetsavledningar, modifierade extremitet vledningar och bröstavledningar. Det skall här noteras att termen “avledning” i denna text använ- des i den medicinska betydelsen och ej iden elektriska betydelsen, dvs. en “av- ledning" är ej en trådledare utan en linjär kombination av spärtningspotentialer från två eller flera anatomiskt definierade positioner på den kropp där hjärtsigna- len avkännes. l Kardiogrammet för de 12 avledningarna av standardtïp kräver att tio tråd- ledare via elektroder fästes på patientens kropp. Alla trådleda na ansluts sedan till en elektrokardiografenhet för detektering av hjärtsignaler o h transformering av dessa till ett kardiogram för de 12 avledningarna. Tre av d 12 avledningama är bipolära registreringar, medan resten är unipolära registreri gar. En bipolär registrering är en registrerad spänningsskillnad mellan två anatomiskt definierade elektrodpositioner. De bipolära avledningarna är följande: avledning l är den elektriska potentialskillnaden mellal armama, LA - RA (FIG. 1); avledning ll är den elektriska potentialskillnaden mella vänster ben och höger arm, LL - RA (FIG. 1); avledning lll är den elektriska potentialskillnaden mellan vänster ben och l l l I l fytmövervaknings- Dessa anslutningar vänster arm, LL - LA (FIG. 1); 10 15 20 25 30 529 087 l praktiken skulle elektroder emellertid kunna placeras i riktning mot ar- marna eller benen, se FlG. 1, för att undvika obehag för pati nten och att trådle- dama lossnar under en långtidsregistrering. En unipolär mät ing är en mätning från ett ställe på kroppen där den elektriska potentialen varie ar i förhållande till en icke-varierande potentialreferens. Det finns dock ingen ic e-varierande poten- tialreferens på kroppen, eftersom EKG utbreder sig genom h la kroppen. En icke-varierande potentialreferens skapades därför av N. F. viktning av de elektriska potentialerna från den vänstra arrne , det vänstra benet och den högra armen med tre 5 k!! resistorer, dvs. 1/3*(RA LA + LL). Denna spänningsreferens benämnes 'Wilson central terminal” (CT) absolut icke-varierande referens. Eftersom den dock har anv 'nts under så lång tid har den blivit standard. l De modifierade extremitetsavledningama betecknas om unipolära av- ledningar. Var och en av dem utgör skillnaden mellan potenti len på ett ställe och potentialerna itvå andra anatomiskt bestämda positioner. ilson et al genom n är ändå inte en modifierade extre- mitetsavledningama är således linjära kombinationer av de bipolära extremitets- avledningarna. De modifierade extremitetsavledningarna ärf ljande: - 1/2*(LA + LL) aVL - den “unipolära” vänsterarrnsavledningen, i.e. - 1/2*(RA + LL) aVF - den “unipolära” vänsterbensavledningen, i.e. LNL - 1/2*(RA + LA) Referensspänningen för de modifierade avledningaríßa skapas genom aVR - den “unipolära” högerarmsavledningen, i.e. koppling av den högra armen, den vänstra armen och det vä stra benet med två 5 kQ resistorer på tre olika sätt: vänster arm och vänster ben höger arm och vänster ben och slutligen höger arm och vänster arm (för aV , aVL respektive aVF). Dessa elektriska referenspotentialer är senare omnämTda som CT/aVR, CTlaVL och CT/aVF.

Bröstavledningarna är också unipolära, men till skillniad från de modifie- rade extremitetsavledningama är en eller flera bröstelektrod r anslutna till bröst- väggen. Referenskällan är åter viktade potentialer och varier r inte signifikant med hjärtcykeln. “Wilson central terminal" (CT) användes typiskt som referens.

Vid standardinställningar finns det sex bröstavledningar V1 -V6, där siffran anger det exakta läget på bröstet. 10 15 20 25 30 529 087 Detta inbegriper således anbringande av sex elektroder på bröstet eller det prekordiala området samt anbringande av fyra elektroder på kroppen i riktning mot armarna och benen hos patienten, se FIG. 1.

Oberoende av om typen av mätning är bipolär eller t nipolär har samma typ av förstärkare använts för alstring av signalema. Denna "rstärkare är visad i FIG. 2A, 28 och 3 och har tre anslutningar till kroppen; två eTektrodplaceringar där den elektriska potentialskillnaden mäts och en elektroda slutning för patient- jord, se FlG. 3. Patientjordanslutningen, normalt höger ben ( L), har som enda syfte att driva förstärkarens kretsjord till samma nivå som pa ientjord, så att för- stärkaren drivs inom arbetspotential. Kretsjorden drivs iblan aktivt, dvs. ett skydd för brusundertryckning. I en EKG-förstärkare som har mer ä en avledning är alla förstärkarnas kretsjord sammankopplade och endast en tràdyedare är ansluten till patientjord. Anslutningen från kretsjord till patientjord utformas ofta medelst en förstärkare eller en resistor, eftersom strömmen måste hålla under en angiven tröskel. Det finns system som i stället för att använda en sep rat jordtråd driver de två (eller flera) mätelektroderna till en gemensam kretjord potential. Avlägsna mätningsreferenser, såsom RA, LA, LL, krävs fortfarande för utförande av de oli- ka EKG-mätningarna.

En hög CM-undertryckning är att föredraga för underLryckning av CM- stömingar, t.ex. växelströmmen på 50 eller 60 Hz som koppl s kapacitivt till krop- pen. För att upprätthålla en hög CM-undertryckning måste o kså inimpedansen vara hög (>10 MQ), eftersom anslutningsimpedansen till kro pen typiskt ligger i området 1-3 kQ.

EKG-förstärkare innehåller i allmänhet ett bandpassf lter för frekvensema av intresse, som enligt standard skulle vara 0.05-100 Hz. De a kan emellertid variera en hel del i beroende av tillverkaren.

Uppfinningens grundkomponenter är visade i F IG. 4 och består av åtmin- stone en mobil EKG-avkänningsenhet 100 anbringad på indi iden samt en EKG- mottagarenhet 200, som är en stationär radioenhet. EKG-mottagarenheten 200 innefattar en radiomodul 201 med sändnings- och mottagnin sförrnåga, en be- räkningsmodul 202 med förmåga att behandla och syntetiser EKG-signaler, och en kommunikationsmodul 203 för kommunikation med andra lEKG-system av standardtyp (visade med streckade linjer). De mobila enhetema 100, också visa- lO 15 20 25 30 529 087 10 de i FIG. 8 och 10, samverkar med en anslutningsenhet 400 under en initial fas av systemets arbete. Under denna initiala fas är varje mobil nhet 100 ansluten medelst en flerledningskoppling 111 till anslutningsenheten 00, som också me- delst en enkelledningskoppling 401 är ansluten till var och e av ett flertal passiva avkänningsenheter 403. Ledningskopplingama 111, 401 och anslutningsenheten 400 är initialt sammankopplade för registrering av EKG-sign ler av standardtyp samtidigt med lokala bipolära EKG-signaler. Efter en kort reg streringssession, som varar från sekunder till minuter, är systemet kalibrerat o h anslutningsenhe- ten 400 med sina ledningskopplíngar samt de passiva elektrciderna 403 kommer att avlägsnas, såsom visat i FIG. 4. I Företrädesvis skall tre EKG-avkänningsenheter 100 \ nvändas på en och samma individ för syntetisering av den vanligaste typen av E G-avledningar, dvs. 12-avlednings-EKG eller därmed ekvivalenta EKG. EKG-avk nningsenheterna 100 bör placeras pâ strategiska ställen på torson, FIG. 4, elle , vad gäller bröstav- ledningarna, i EASl-positioner (standardpositioner som är kä da för fackmannen inom området). Vilket som helst annat antal EKG-avkänningstanheter skulle kun- na användas, dvs. en eller flera enheter. Noggrannheten ide syntetiserade EKG av standardtyp kommer att öka med antalet använda EKG-avkänningsenheter.

I en föredragen utföringsform anslutas initialt tre EKGI-avkänningsenheter 100 till varandra och till fyra passiva elektroder 403. De passi a elektrodema 403 anbringas på extremitetema och, valfritt, på bröstet för generïring av EKG-refe- renssignaler som mätes i EKG-avkänningsenheterna 100. Ett översiktligt block- schema av den föredragna utföringsformen av dessa elemen är visat i FIG. 8.

Dessa element är avsedda för kalibrering av transforrnparam trarna för återvin- ning av korrekta syntetiserade EKG-signaler av standardtyp. I FIG. 10 är kopp- lingarna 111 och 401 anslutna för kalibrering och i FIG. 4 har edningarna avlägs- nats och EKG-avledningarna syntetiseras genom användning av det lokala bipo- lära EKG som mäts med EKG-avkänningsenheterna.

Den trådlösa EKG-avkänningsenheten 100 som visas här är företrädes- vis realiserad som ett integrerat plåster, FIG. 5A och 58, för anbringande på en individs kropp samt för framtagning och överföring av lokala EKG-data av icke- standardtyp jämte EKG-data av standardtyp till mottagarenheten 200, visad i FIG. lO 15 20 25 30 529 087 11 4. Altemativt kan EKG-enheten realiseras som en återanvândbar enhet med snäppkopplingar mot tillgängliga engångselektroder.

Såsom framgår av FIG. 5A, 5B innefattar den fysiska utföringsformen av EKG-avkänningsenheten 100 ett adhesivt organ 104 för anbïngande av anord- ningen på en individs kropp eller på ett plåster på individens 101-103 och 110, ett stödkonstruktionsorgan 105 för uppbärånde av elektroder- na, strömförsörjningsorgan 105, en antenn 107, elektronikkr tsar 108, organ 109 för isolering och skydd samt en ingång för en flerledningskoppling 111, som an- sluter EKG-avkänningsenheten 100 till anslutningsenheten 4 0 och därmed till de passiva elektrodema 403 och andra EKG-avkänningsenhete 100.

FIG. 6A, 68 visar en altemativ fysisk utföringsform 3 0 av EKG-avkän- ningsenheten 100, där den fysiska täckningen är utvidgad ge om användning av ytterligare mätelektroder 301, 302, 303, 304, 305 och 312, vil1 mer åtskilda. l en annan utföringsfonn skulle jordelektroden 110 och 312 i F lG. 5A, 5B respektive FIG. 6A, 6B uteslutas, eftersom kretsj rd skulle kunna anslutas till patientjord via mätelektrodema.

Den elektroniska funktionen för den föredragna utföri gsformen av EKG- avkänningsenheten 100, såsom visad i F lG. 5A, 5B och 7A, B, innefattar en mätmodul 121, en databehandlings- och datalagringsenhet 122, en kalibrerings- gränssnittsmodul 123, en radiomodul 124 för överföring av E G-data till EKG- mottagarenheten 200 samt strömförsörjningsorgan 125. EKG signaler från de lokala elektroderna 101-103 och EKG-signaler för kalibrering rån kalibrerings- gränssnittsmodulen 123, vilka kommer från flerledningskoppli* gen 111, subtrahe- ras och förstärkes med gängse EKG-förstärkare, FIG. 2. De l kala bipolära EKG- signalerna sänds till databehandlingsenheten 122, FIG. 7A, 7 , där data AID- omvandlas och mellanlagras före sändning via radiomodulen 1 124 Med hänvisning till F lG. 9 buffertförstärkes först och användes sedan sig- nalema V101, V102 och V1g3 från de tre elektroderna 101, 1 2 and 103 för åter- vinning av två lokala bipolära EKG-signaler V102 - V101 och 193 - V101. Två ropp, elektroder externa signaler VEX1 och VEX2, som härrör från flerlednings opplingen 111 i F lG. 5, buffertförstärkes också först och användes sedan för återvinning av skill- nadssignalema VEX1 - VEXQ and VEXZ - V101. De två extern signalerna VEX1 10 l5 20 25 30 529 087 12 och Vgxg, som härrör från flerledarkopplingen 111 i FIG. 5, användes enbart un- der kalibreringsförloppet.

Den föredragna utföringsformen är visad i FIG. 5A, 5B, där ett EKG mäts lokalt från varje EKG-avkänningsenhet 100. Mätelektrodema 101-103 är anord- nade ortogonalt, dvs. de spänningspotentialer som mäts är \.(102 - V101 och V1g3 - V101. Dessa två mätningar omnämnes längre fram s m ett Z-dimensio- nellt EKG, varvid vinkeln skulle kunna vara mindre än 90° men skall vara väsent- ligt större än 0°. De lokala mätningama omnämnes allmänt stam lokala bipolära EKGn. individens jordpotential är ansluten via elektroden 11 och är sedan an- sluten till EKG-avkänningsenhetemas kretsjord. I en alternati utföringsforrn åstadkommas detta genom att EKG-avkänningsenhetens k tsjord drives till pati- entjord via mätelektrodema 101, 102 and 103 med en för fa mannen inom om- rådet välkänd teknik. Jordelektroden i FIG. 5A, 5B och 6A, 6 skulle uteslutas i dessa utföringsfonner. Det föredragna avståndet d i FIG. 5A mellan elektroden 101 och elektroden 102 respektive 103 är 2-7 cm, dvs. dessí elektroders cc- avstånd. Parametern d och placeringen av EKG-avkännings nheterna 100 kom- mer att diskuteras i det följande stycket.

EKG-potentialema på kroppen kan betraktas som en stationär strömdi- pol. Biopotentialfältet har en större divergens närmare hjärtatr Lokala bipolära EKG-mätningar kommer därför att ha större värden närmare järtat. EKG- avkännings-enheten 100 bör därför företrädesvis placeras p torson på olika si- dor om hjärtat, t.ex. i samma positioner som EASI-systemet (position E, A, S, I) eller såsom visat i FIG. 4. Avståndet d i FIG. 5 är en betydels full parameter. Med ökande d kommer också den bipolära EKG-signalens amplit \d att öka. I FIG. 11A-D registrerades EKG med en referensspänning på vänsllær ben och nio elek- troder anordnade i en formering av en 3*3-uppställning. Regïtreringarna utfördes på två vuxna individer (FIG. 11A, 11B respektive 11C, 11D) 1 ed två olika ortogo- nala avstånd mellan elektrodema, dvs. 1,5 cm (FIG. 11A, 11 ) och 3 cm (FIG. 11B, 11 D). Skalningen i FIG. 11A-D är en och densamma. Dït är uppenbart att EKG-kurvoma har en större variation för elektroder som är m r åtskilt belägna, dvs. i diagrammen i FIG. 11B och 11D. I 10 15 20 25 30 529 087 13 I FIG. 12A-D visas de lokala bipolära EKG:n beräknade ur registreringar- na i FIG. 11A-D. Hjärtslaget i FIG. 11A-D och FIG. 12A-D är således ett och det- samma. Den översta kurvan i varje diagram i FIG. 12A-D de 1 kteras i en horison- tell riktning etler X-axelriktning, medan den undre kurvan det kteras i en vertikat riktning eller Y-axelriktning, dvs. vinkelrätt mot X-axeln. Dess kurvor är typiska kurvor registrerade med EKG-avkänningsenheten 100 placeiJad på vänster bröst- sida under nyckelbenet. FIG. 12A-D visar att registreringar u lörda med elektro- dema placerade längre isär resulterar i högre registrerade EEG-signaler (FIG. 12B och 12D). Avståndet mellan de lokala elektroderna som användes i FIG. 12A och 12B var 3cm och avståndet mellan de lokala el ktrodema som an- vändas i FIG. 120 cch 120 var 6 cm. l FIG. 13A-D simulerades en jämförelse mellan två närbelägna 2- dimensionella, lokala EKG-registreringar med utnyttjande av tegistreringarna i FIG. 11A-D. Avstånden mellan EKG-avkänningsenhetema val således 1,5 cm för FIG. 13A och 13C och 3 cm för FIG. 13B och 13D (både IX- ïch i Y-riktningen).

Det är en stor likhet mellan de två EKG-avkänningsenheterna i FIG. 13A-D, så- som förväntat, eftersom avståndet mellan enheterna var bara 1,5 cm och 3,0 cm.

Några av slutsatserna ur registreringarna i FIG. 11A- och FIG. 13A-D ar: 1. Två lokala ortogonala EKG-registreringar kan ofta ed stor precision transformeras till vilken som helst annan orientering på hudytan. Syn- tesen av EKG av standardtyp kommer därför att ha lite att vinna på fler lokala registreringar än de ortogonala X- och Y-rikt ingama så länge avståndet mellan elektrodema är litet. 2. En ökning av avståndet mellan elektroderna komm r att öka den lokala EKG-amplituden och dänned generera mer robusta syntetiserade EKG-signaler av standardtyp. 3. EKG-avkänningsenhetema bör företrädesvis vara j' mnt fördelade över hjärtat/bröstet för insamling av okorrolerade data o därmed genere- ring av bättre, syntetiserade EKG-signaler. I 4. De lokala EKG-avkänningsenheterna bör företrädesvis vara placerade på torson som följd av att EKG-signalema mäts differentiellt lokalt och att signalstyrkoma därmed skulle vara mycket låga på extremiteterna. 10 15 20 25 30 529 087 14 5. EKG-signalerna av standardtyp kan ej återvinnas genom enkel skal- ning av de lokala EKG-signalerna. l stället måste de bipolära lokala EKG-signalerna transformeras matematiskt till (syntetiserade) EKG- avledningar av standardtyp.

Om avståndet d är alltför litet kommer de bipolära EKG-signalerna att drunkna i bruset. Om d ökas kommer signalema att öka och i den mest extrema varianten kommer mätelektrodema att vara positionerade som i EASl-systemet, dvs. sträcka sig över hela torson. l EASl-systemet användes emellertid fyra uni- polära mätningar för att syntetisera ett 12-avledningssystem av standardtyp. l enlighet med föreliggande uppfinning avslöjas emellertid an ' ndningen av lokala bipolära mätningar för syntetisering av EKG-avledningar av tandardtyp. Den praktiska fördelen med lokala mätningar jämfört med EASl-s stemet och andra likartade system är uppenbar, eftersom inga trådar erfordras på kroppen, såsom visat i F IG. 4. I processen för syntetisering av EKG ur elektr placering av icke- standardtyp (såsom EASl-systemet och det häri beskrivna s stemet) användes parametrar för transforrnering av icke-enhetlig EKG till EKG- vledningar av stan- dardtyp. Kroppsimpedansens varians mellan olika individer r dock en uppenbar felkälla. Enligt föreliggande uppfinning övervinns detta probl m genom använd- ning av en initial kalibreringsprocess, där EKG-avledningar a standardtyp regi- streras synkront med de lokala bipolära EKG-signalerna.

De följande metoderna är exempel på olika lösninga j. Uppfinningen är dock inte begränsad till dessa exempel.

Vissa EKG-avledningar av standardtyp finns beskriv a i det ovanstående och några av standardavledningarna beräknas genom komb' ation av signaler, som härrör från flera olika ställen på kroppen. Denna beräkniLlg har i äldre EKG- registreringsenheter normalt gjorts av analoga kretsar. Alla E G-avledningar av standardtyp kan emellertid beräknas i efterhand så länge so alla anatomiska positioner är omfattade. En läkare önskar exempelvis mäta å minstone avledning ll, V1 och V6 med uppfinningen. Två EKG-avkänningsenhet r 100 placeras då på kroppen, en på V1 och en på V6. De passiva elektrodema 4 3, anslutna till EKG- avkänningsenheten 100, placeras sedan på vänster ann, h er ann och vänster ben (LA, RA och LL). Systemet registrerar EKG-signalerna ch när det kalibre- rats avlägsnas de passiva elektroderna 403 tillsammans m kopplingarna 111 10 15 20 25 30 529 087 15 och 401. Systemet kommer sedan att med hög noggrannhet syntetisera alla standardavledningar som norrnalt återvinnes från de just nämnda anatomiska positionerna, dvs. avledning l, ll, lll, aVR, aVL, aVF, V1 och V6. Ur dessa avled- ningar är det möjligt att vidare syntetisera andra avledningar, dock med mindre noggrannhet. Ytterligare avkänningsenheter 100 bör användas för den ytterligare önskade EKG-avledningen.

I ovanstående exempel kommer den iV1 placerade EKG- avkänningsenheten 100 att registrera V1 -LF med hjälp av externa signaler. V1- avlednlngen bör som referens ha CT, som är en linjär kombination av LA, RA och LL. Det är således möjligt att beräkna den korrekta avledninçjen V1 (med CT som referens) helt enkelt genom en linjär kombination av avlednirjg l, ll, lll och regi- streringen (V1 -LL). Detta inses lätt av en person med grundl' ggande kunskap i linjär algebra, dvs. en fackman på området. i Den initiala kalibrerlngsfasen kommer att beskrivas ärmare i detalj under hänvisning till FIG. 7B och 14-18. l Kalibreringen startas från EKG-mottagarenheten 200, som sänder selek- tionssignaler och synkroniseringspulser via sin radiomodul 2 1 till radiomodulen 124 i varje EKG-avkänningsenhet 100. Som en följd härav a slutes förvalda pas- siva elektroder 403 till varje EKG-avkänningsenhet i förutbes ämda sekvenser, så att mätmodulen 121 i varje EKG-avkänningsenhet 100 gener* rar signaler av den typ som är åskådliggjord i FlG. 9. Efter en A/D-omvandling o h en databehand- ling i databehandlingsenheten 122 lagras lokala bipolära dat för varje EKG- avkänningsenhet och beräknade EKG-data av standardtyp d' italt l ett buffert- minne i databehandlingsenheten 122. Dessa digitalt lagrade ata, som represen- terar ett och samma hjärtslag, jämföres sedan för beståmnin av parametrama i en överföringsfunktion, medelst vilken EKG-avledningarna a jstandardtyp kan syntetiseras ur de lokala bipolära EKG-data.

När väl dessa parametrar har fastställts, är kalibrerin sfasen avslutad och de passiva elektrodema 403 kan lösgöras från patientenï kropp och flerled- ningskopplingen 111 kan bortkopplas från EKG-avkänningseTheterna 100.

Under systemets fortsatta arbete användes de lokala bipolära data, som blir följden av de bipolära signaler som detekteras av EKG-a änningsenheterna 100, för syntetísering av EKGj-avledningarna av standardtypfiarvid EKG-avkän- 10 15 2G 25 30 5291087 16 ningsenheterna 100 och EKG-mottagarenheten 200 kommunicerar trådlöst under detta arbete. Trådledarna användes således endast under d n initiala kalibre- ringsfasen.

Effekten av systemet enligt föreliggande uppfinning ' r åskådliggjort i FIG. 17 och 18, varvid FIG. 17 visar sex EKG-avledningar a standardtyp som erhållits med en kommersiellt tillgänglig EKG-utrustning och j IG. 18 visar synteti- serade EKG-avledningar enbart baserade på de bipolära EKG-signaler som sam- tidigt därmed erhållits enligt föreliggande uppfinning. l Syntetiseringen av EKG-avledningarna av standard p enligt föreliggande uppfinning utföres med två större skillnader relativt de vanlig ste sätten för synte- tisering av EKG-avledningar av standardtyp. En första skillna är att EKG-avled- ningarna av standardtyp registreras i ett initialt kalibreringsfö arande, i vilket des- sa EKG-avledningar av standardtyp användes för att återvin a en optimal indivi- duell anpassning av transfomiationsparametrarna. För det a dra är elektrodupp- sättningen organiserad i grupper som är bättre iämpade fört ningar, varvid varje grupp registrerar bipolära signaler lokalt.

I den föredragna utföringsforrnen är tre EKG-avkännihgsenheter 100 pla- cerade kring hjärtat och ger totalt sex EKG-signaler och 6-10 EKG-avledningar av standardtyp (i kalibreringsfasen) i beroende av placeringen a EKG-avkännings- enheterna 100 och de passiva elektroderna 403. De sex bip ära EKG-signalerna transformeras sedan, så att de olika syntetiserade EKG-avledningarna ej awiker från de registrerade EKG-avledningarna av standardtyp. Matematiskt kan detta ses som att de sex bipolära EKG-signalema är insignaler till \n överföringsfunk- tion och EKG-avledningarna av standardtyp är utsignaler frå samma överfö- ringsfunktion. Eftersom både insignalerna och utsignalerna är kända vid kalibre- ringen kan överföringsfunktionens parametrar beräknas. En lämpligt avpassad överföringsfunktion måste dock väljas. l det enklaste fallet m ltipliceras en matris med lnsignalerna för beräkning av utsignalema. Att användaLíre EKG-enheter 100 kommer emellertid inte alltid att vara tillräckligt för att fullgott syntetiserade EKG-signaler skall erhållas. Därför beräknas fasinformation f' r olika kombinatio- ner av lokala bipolära EKG-signaler. lnsignalerna utvidgades ärför till 18 insigna- ler, vilket innebar att 12 signaler med fasinformation lades till. Algoritmen för åter- vinning av fasinformationen är visad i följande ekvationer (1) (12). Den med ut lt trådlösa lös- lO 15 20 25 30 529 087 17 betecknade variabeln är de 12 tillagda kanalema med fasinformation, medan va- riabeln d är de initialt registrerade bipolära EKG-signalema. Notera att alla variab- Ierna är vektorer, t.ex. är d[O] den registrerade vektorn för den bipolära kanalen 0.

Uffe] =(d(o1*d[2]«1[1rd[sp/maya[2]+d[3]*d[3]+o.1)”2; (1) mm =(d[o1*a[31+d[11*d(21)/(d[21*d[2l+d[31*d(a1+o_1)” (2) ufia] =(d[o1*d(21«1[11*d[3])/(d(o1*u(o1+d[1ram1+o_1)"2; (s) uqe] =(d[o1*d(31+d(11*a[21)/(d(o1*a(o1+d[1run1+o.1)”2 (4) u1(1o1=(d[o1*d[41-d(1ra[s])/(a(41*d[41+d[51*d(s]+o.1)” (s) um 11=(d(o1*d[s1+d(11*d(41)/(d(41*d(41+d[s1*d[s1+o.1)”2; (e) Ufl12l=(dl0i*dl4l u1[1s1=(d(o]*a(s]+d(1]*d[41)/(d[o1*a[o1+d[1]*d[11+o.1)"2; (s) ufl14l=(dl2l*dl4l-dl3l*dl5l)/(dl4i*d[4]+dl5l*dl5l+0-1)”2; (9) 1111151=(d(zrd(spdisrd(41)/(a(41*d(41+d[s1*a(s1+o.1)”2; (1o) u1[1e]=(d [zrd(414(31*d[s])/(d(2}*d[2]+d[3]*d[3]+o. 1 )”2; (1 1) um71=(d(21*d[s1+a[s1*d(41)/(d(21*d(21+d[s]*d(a1+o.1)”2; (12) FIG. 16 visar syntetiseringens dataflöde i EKG-mottag aren. EKG-infor- mationen kommer från radiomodulen 201 från varje EKG-avkänningsenhet. l FIG. 16 är informationen från en patient med N EKG-avkännir gsenheter 100 vi- sad. Varje EKG-avkänningsenhet 100 sänder bipolära EKG-d ta och initialt ock- så EKG-data av standardtyp. Dessa EKG-data bandpassfiltrefas först digitalt för avlägsnande av inverkan från en rörlig baslinje samt högfrekv nsbrus. De bipolä- ra EKG-signalerna betecknas X och EKG-signalerna av stand rdtyp betecknas Y samt är indexerade med ett tal som representerar kanalen. Díefter åten/innes fasinforrnationen, betecknad Ph, med användning av de bipol ra EKG-signalema X. Återvinningen av fasinformation är beskriven i det ovanstå de och i ekvatio- nerna (1) - (12). De bipolära EKG-signalema X tillsammans ed fasinforrnatio- nen Ph grupperas sedan i en ”insignalsmatrisfl medan utsigàlsmatrisen bildas med EKG-avledningarna Y av standardtyp. Minstakvadratmet en användes för att återvinna de enskilda transfonnparametrarna KM för överfiïgngsfunktionen.

Dessa KM-parametrar återvinnes endast i systemets kalibreriïgsfas, när stan- dardavledningama flnns tillgängliga. När ledningama/kablarna har avlägsnats 10 15 529 087 18 syntetiseras EKG genom multiplicering av lnsignalsmatrisen med överföringspa- rametrama KM. De enskilda transforrnparametrama KM är i detta exempel 18 element långa för varje syntetiserad standardavledning.

Föreliggande uppfinning har beskrivits under hänvisngg till särskilda utfö- ringsformer avseende EKG. Andra utföringsformer än de före ragna är emellertid lika möjliga inom ramen för efterföljande patentkrav, t.ex. and a arrangemang av elektroder eller elektronikkretsar än de ovan beskrivna, ett u "rande av uppfin- ningsförfarandet med maskinvara istället för programvara, et . Det finns en mängd applikationer och användningar av ovan beskrivna mätsystem och mätför- farande enligt uppfinningen.

Som ett exempel skall det noteras att en eller flera el ktroder i en EKG- avkänningsenhet skulle kunna användas som en passiv elekt od för en annan EKG-avkänningsenhet.

Terrnen ”innefattar/innefattande", såsom använd ide na beskrivning, utesluter ej andra element eller åtgärder, orden ”en” och ”ett” tesluter ej ett flertal och en enda processor eller annan enhet kan utföra funktionerna hos flera av de enheter eller kretsar som är omnämnda i patentkraven.

Claims (10)

lO 15 20 25 30 529 087 19 PATENTKRAV

1. System for trådlös generering av åtminstone en EKG-avledning av standardtyp, innefattande ett flertal elektroder (101-103; 301-305; 403) för anbrrngande på skilda ställen på en patient; samt en avlägsen mottagarstation (200) med organ för generering av åtmin- stone en EKG-avledning av standardtyp ur av en första grupp (101, 403; 301, 403) av nämnda flertal elektroder detekterade signaler, kännetecknat av organ (100) för generering av åtminstone två EKG-signaler av icke- standardtyp ur bipolära signaler, som av en andra grupp (101-103; 301-305) av nämnda flertal elektroder är anordnade att detekteras i huvu ak samtidigt med de signaler som detekteras av nämnda första elektrodgrupp (101, 403; 301 , 403), varvid den andra gruppen av nämnda flertal elektroder innefa ar åtminstone en delmängd med åtminstone tre olinjärt anordnade, närbelägna1elektroder (101- 103; 301-305) för detektering av två lokala, bipolära signaler; processororgan (202) iden avlägsna mottagarstation n (200) för beräk- ning av en transform, som syntetiserar varje genererad EKG- vledning av stan- dardtyp ur åtminstone två av nämnda EKG-signaler av icke-s \andardtyp; organ (400, 401, 111) för bortkoppling av den första ruppen (101, 403; 301, 403) av elektroder från patienten efter beräkningen, var er processororga- nen (202) syntetiserar EKG-signalen av standardtyp ur EKG- ignalema av icke- standardtyp enbart under användning av transformen; samt organ (124) för trådlös överföring av EKG-signalema av icke-standardtyp till den avlägsna mottagarstationen (200) efter bortkopplingen av den första grup- pen (101, 403; 301, 403) av elektroder, varigenom nämnda åtminstone ena EKG-signal av st ndardtyp genere- ras trådlöst genom syntetiseringen efter bortkopplingen av de (101, 403; 301, 403) av elektroder.

2. System for trådlös generering av åtminstone en EKG-avledning av standardtyp enligt krav 1, varvid elektrodema (101-103; 301-305) i nämnda del- mängd är anordnade längs två ortogonala linjer. första gruppen 10 15 20 25 30 529 087 20

3. System for trådlös generering av åtminstone en EKG-avledning av standardtyp enligt krav 1 eller 2, varvid nämnda delmängd (101-103; 301-305) av den andra gruppen av elektroder är element i en trådlös EKG-avkänningsenhet (100), som vidare innefattar en radiomodul (124) för kommunikation med den av- lägsna mottagarstationen. i

4. System for trådlös generering av åtminstone en ElåG-avledning av standardtyp enligt krav 3, varvid den trådlösa EKG-avkännin senheten (100; 300) vidare innefattar en differentialförstärkare (121) för varje bipolfär signal, vilken dif- ferentialförstärkare utgör nämnda organ för generering av EK -signaler av icke- standardtyp, samt en dataprocessor (122), som är ansluten ellan differentialför- stärkarna (121) och radiomodulen (124) samt lämpad för digi al lagring av EKG- signalerna av icke-standardtyp.

5. System for trådlös generering av åtminstone en E \G-avledning av standardtyp enligt krav 4, varvid den trådlösa EKG-avkânnin senheten (100; 300) vidare innefattar åtminstone en ytterligare differentialförstärk re (121) med ingångar, som är anslutbara till var sin av ett flertal elektroder och en utgång, som år ansluten till dataprocessorn (122).

6. System for trådlös generering av åtminstone en E G-avledning av standardtyp enligt krav 5, varvid bortkopplingsenheten (400, 01, 111) innefattar trådledare (401), som är anslutna till elektroderna i den första gruppen (101, 403; 301, 403) av nämnda flertal elektroder, samt omkopplingsorg n (400) för val av de elektroder som skall anslutas till nämnda åtminstone ena \ alförstärkare (121).

7. System for trådlös generering av åtminstone en E G-avledning av standardtyp enligt krav 5 eller 6, varvid bortkopplingsenheten (400, 401, 111) in- nefattar trådledare (111), som var och en är anslutna till en el ktrod (101-103; 301-305) i en separat trådlös EKG-avkänningsenhet (100; 30 ).

8. System for trådlös generering av åtminstone en E G-avledning av standardtyp enligt krav 6 eller 7, varvid varje trådlös EKG-avk 'nningsenhet (100) innefattar organ (122) för styrning av omkopplingsorganen (4 0, 401 , 403).

9. System for trådlös generering av åtminstone en EliG-avledning av standardtyp enligt något av krav 3-8, innefattande åtminstonelen ytterligare EKG- erligare differenti- 529 087 21 avkänningsenhet (100; 300) samt organ (202) i den avlägsna mottagarstationen (200) för synkronisering av dataflödet från EKG-avkänningsenheterna (100).

10. System for trådlös generering av åtminstone en EKG-avledning av standardtyp enligt något av krav 1-9, varvid de i huvudsak samtidigt genererade EKG-signalerna av icke-standardtyp genereras synkront med den första elek- trodgruppens signaidetektering.