WO2016037633A1 - Verfahren und vorrichtung zur kontinuierlichen qualitätsüberwachung von elektrokardiographischen signalen, computerprogrammprodukt und ekg-gerät zur durchführung des verfahrens - Google Patents

Verfahren und vorrichtung zur kontinuierlichen qualitätsüberwachung von elektrokardiographischen signalen, computerprogrammprodukt und ekg-gerät zur durchführung des verfahrens Download PDF

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WO2016037633A1
WO2016037633A1 PCT/EP2014/068533 EP2014068533W WO2016037633A1 WO 2016037633 A1 WO2016037633 A1 WO 2016037633A1 EP 2014068533 W EP2014068533 W EP 2014068533W WO 2016037633 A1 WO2016037633 A1 WO 2016037633A1
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WO
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signal
frequency band
level
quality
quality measure
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PCT/EP2014/068533
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Roger Abächerli
Remo Leber
Ramun SCHMID
Johann-Jakob Schmid
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Schiller Ag
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Publication date
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    • A61B5/7285—Specific aspects of physiological measurement analysis for synchronising or triggering a physiological measurement or image acquisition with a physiological event or waveform, e.g. an ECG signal

Definitions

  • the present invention relates to a method and an on ⁇ direction for the continuous quality control of electrocardiographic signals and a computer program for performing the method, a computer system and an ECG Device comprising such a device according to the preambles of the independent claims.
  • DE 10 358 397 has disclosed a method for the automatic evaluation of the quality of an electrophysiological measurement signal.
  • the measurement signal is divided into a high frequency and a low-frequency signal part, wherein a signal power is evaluated from the navalfre ⁇ -frequency signal part and a noise power from the subsidiaryfre ⁇ -frequency signal part. If one of these values exceeds or falls below a corresponding threshold value, signaling of poor signal quality is generated. Typically, the bad sig- will nal2011 not appear until the thresholds are exceeded under- multiple times in a set period of time be ⁇ /.
  • This method has the disadvantage that it takes a relatively long time until a first statement about the quality of the signal can be made. It is an object of the invention to overcome the disadvantages of the prior art. In particular, a method and an apparatus are to be provided which can monitor a signal continuously and with high quality. The device and the method should be based on simple mathematical structures and be easy to manufacture and / or implement.
  • the present invention relates to a method for continuous quality monitoring of electrocardiographic signals, comprising the steps
  • a signal level is determined.
  • a quality measure of the electrocardiographic signal is calculated from the quotient of at least one of the noise level and the Sig ⁇ nalpegel.
  • the frequency bands are divided into a low, medium and high frequency range with respect to the main ECG signal.
  • the main parts of the ECG lie in the middle frequency range.
  • the individual frequency ranges can partially overlap. The determination of a quotient makes it possible to link the noise levels and the signal level with each other. Since the noise level and the signal level of the same measuring signal is generated, thus a dimensionless measure of quality can be generated ⁇ Center.
  • the noise level is cut ⁇ over a defined Zeitab, for example, over a time period of 4 seconds, preferably determined based on a peak-to-peak amplitude. This allows a precise statement about the value of the level during a defined period of time.
  • a Mo ⁇ dulationssignal is calculated from the signal of the center frequency band.
  • the modulation signal may preferably be calculated on the basis of a peak-to-peak amplitude, the calculation preferably taking place over defined time segments, the signal being split up into corresponding segments.
  • the time periods can be 100ms long, which corresponds to the typi ⁇ rule duration of the QRS complex. More preferably, the time periods overlap. The overlap may, for example 50% to 90% of the duration of the period Betra ⁇ gene. In each of these segments a minimum and maximum of the signal is in each case determined, and by difference, a peak-to-peak amplitude (modulation amplitude) calculated.
  • a modulation signal can be calculated, which is just ⁇ if of high quality.
  • the overlap allows a nere temporal resolution and a lower dependence on the phase position of the QRS complexes.
  • a noise level or a further noise level is determined based on the modulation signal.
  • a noise level is also determined from the low frequency band and the high frequency band ⁇ .
  • a plurality of noise levels are available, which can be used together or individually in conjunction with the signal level to form a quality measure of the electrocardiographic signal.
  • an average value is determined as the offset level from the low-frequency band.
  • This offset level is preferably determined over a defined period of preferably 4 s.
  • the offset level allows, for example, the detection of a loose electrode in a manner known to those skilled in the art.
  • all time periods are coordinated and preferably started simultaneously.
  • the method according to the present invention can simultaneously be applied in parallel to several ECG leads. From these parameters, an average and preferably a median can be formed. It is also conceivable to form an average and preferably a median from all quality measures belonging to a single signal. By averaging the quality mass of the individual derivatives, a global quality measure can be determined. The median is particularly suitable because of its robust behavior against individual outliers. In practice, there will always be some low quality ECG leads, namely those that register a signal orthogonal to the heart axis. Their influence on the global quality measure, however, should be kept as low as possible.
  • Another extension of the present invention relates to monitoring the quality measure over a longer time window.
  • the knowledge of the minimum of the quality within a window of 10s enables the automatic triggering of a resting ECG of typically 10s duration at the optimum time with maximum quality.
  • the threshold values used can be chosen fixed or variable .
  • the quality measure is preferably calculated within a defined time window of, for example, 10 s and compared with a reference value.
  • a threshold value is reached by the quality measure, it can be provided that a recording phase is triggered, for example a resting ECG.
  • the reference value may be a fixed value, but it is also possible to generate a reference value based on previous or continuous measurements of the same patient.
  • the quality measure is output to the user. Both acoustic, visual and graphical outputs are conceivable.
  • the quality measure is preferably printed on a geeigne ⁇ th display element such as a screen.
  • the output may take the form of a numerical value.
  • a color code sequence such as green - orange - red is also conceivable.
  • the procedure can also be applied to other types of ECG recording, such as apply a quiet rhythm recording of typically 5 minutes.
  • the diagnostic quality of the recorded ECGs is thus increased overall and any necessary repetitions of recordings due to lack of signal quality omitted.
  • the method operates in the clock of the sampling frequency selected from ⁇ of the ECG.
  • the sampling frequency is typically in the range of 250 Hz to 4 kHz. Higher and lower sampling rates are also conceivable.
  • the method operates at a sampling frequency of 1 kHz.
  • USAGE ⁇ det that easily programmed on any standard processor miert or can be realized in an integrated circuit.
  • the electrocardiogram typical types of noise, such as baseline fluctuations, network disturbances and Myogrammrauschen affect subsequently the resulting quality measure, so that the diagnostic quality of an ECG can be as far as possible assessed using a single parameter.
  • the present invention includes a combined frequency periodic temporal decomposition and preferably at least a part of the input signal, an estimate of the signal level ⁇ gels and one or more noise level, by means of which a quality measure is calculated.
  • two further optional measuring variables such as the offset level and the binary signal status, can be used to calculate the quality measure.
  • the binary signal status indicates whether there is a usable signal is present ⁇ and meets so tuschsmass as opposed to continuous quality, a hard decision.
  • the processing of the signal takes place entirely in the digital domain within a circuit or in a computer program. It is also conceivable to apply the present method after ⁇ later on existing ECG recordings.
  • a segment of shorter duration and maximum quality is preferably extracted from a longer signal portion and example ⁇ example automatically for further analysis provided.
  • Another aspect of the invention relates to a device for the continuous quality monitoring of electrocardiographic signals, in particular for carrying out a method as described above.
  • the device comprises a
  • the Filter for dividing a digital preferablyössig ⁇ dimensional in at least three, and preferably precisely three frequency bands ⁇ .
  • the frequency bands include at least a high frequency band, a middle frequency band and a low frequency band.
  • the device comprises a computing arrangement for determining at least one noise level from one of the frequency bands.
  • the device also has a computing arrangement for determining a signal level from the middle frequency band. In order for a high quality ⁇ mass of the electrocardiographic signal can be calculated.
  • a filter according to the invention can be used, for example, as a
  • High / medium / low frequency splitter be formed, which decomposes an input signal into three signal components.
  • the noise level over a defined Zeitab ⁇ section for example, over a period of 4 seconds, as a peak-to-peak amplitude can be determined.
  • the apparatus may for example comprise a temporal splitter which separates the mid-sized ⁇ frequency component in overlapping segments of typically 100 ms duration. In each of these segments, a minimum and maximum of the signal can be determined in each case and a difference between a peak-to-peak amplitude (modulation amplitude) can be calculated.
  • the modulation signal of the medium frequency band is available over time.
  • a noise level of the peak-to-peak amplitude of the high frequency band in egg ⁇ nem time window may be typical 4s determined with a high-frequency process, where it is available at the output as high-frequency noise level. This
  • Noise contains the high frequency artifacts, e.g. of pacemakers or myogrammatic noise.
  • the peak-to-peak amplitude of the modulation signal can be ascertainable in a time window of typically 4 s and be available at the output as signal level.
  • the minimum of the modulation signal in the same time window can be determined and be available at the output as a medium frequency noise level.
  • This noise component be ⁇ tains the medium-frequency artifacts, such as 50Hz / 60Hz disturbances from the mains or other lasting over several heartbeats unstable signal conditions such as atrial / ventricular Flim ⁇ numbers / flutter.
  • the peak-to-peak amplitude of the low frequency band in a time window of ty ⁇ pisch 4s can be determined and at the output as a low-frequency noise level available.
  • This noise component includes the never ⁇ derfrequenten artifacts, eg caused by movements baseline fluctuations.
  • the mean value of the low frequency band can be determined in the same time window and can be set at the output as an offset level.
  • a signal level and up to three different noise levels are available, which are each associated with a frequency band. These can be further processed in the device and in the method.
  • a signal quality estimator can be provided, with which a quality measure can be determined based on the signal level and at least one noise level and alternatively an optional offset level.
  • the quality measure can be calculated as a quotient of signal levels and the sum of signal levels plus one or more noise levels.
  • An optional binary signal status can be activated if the signal level is greater than zero.
  • Another aspect of the invention relates to a computer program product for continuous quality monitoring of electrocardiographic signals and in particular for carrying out a method according to the invention as described herein.
  • the computer program product includes computer readable Programmmit- tel for causing a computer to divide an input signal into a plurality, preferably three frequency bands and ⁇ least a noise level from one of the frequency bands to ermit ⁇ stuffs.
  • the frequency bands include at least a high frequency band, a middle frequency band and a low frequency band.
  • the com- puter program product causes the computer also to determine from the middle frequency band a signal level and to calculate after determining the noise level and the signal level to be high quality ⁇ mass on these values. This allows the process into existing computer or Re ⁇ chenanssenen to integrate.
  • Another aspect of the invention relates to an ECG apparatus for performing the method as described herein.
  • the ECG device can to put a device as described herein to ⁇ . This allows for the combined display of ECG signals and ei ⁇ nem quality signal.
  • Another aspect of the invention relates to a computer system comprising as herein described Computerprogrammpro ⁇ domestic product for performing a method as described herein.
  • Fig. 1 shows the general inventive system
  • Fig. 2 shows an embodiment of the inventive system.
  • n stands for the sample number, ie for the dependence on time.
  • the inventive circuit shown in Figure 1 broken down a one ⁇ input signal e n in a high / medium / low frequency splitter 1 into three signal components x n, y n, z n, where x n represents the high frequency component y n the middle frequency component and z n includes the low frequency component of the input signal (see also Figure 2, which shows a specific embodiment of the individual components).
  • a temporal splitter 2 divides the mean frequency component y n into overlapping segments of typically 100 ms duration. The individual segments overlap by typically 50% to 90%. In each of these segments, the minimum and maximum of the signal are determined in each case and a peak-to-peak amplitude (modulation amplitude m n ) is calculated by subtraction. At the exit of the temporal Splitter 2 is a modulation signal m n of the mean Fre ⁇ quenzanteils over time available.
  • a peak-to-peak amplitude of the high frequency component x n is determined in a time window of typically 4 s and provided at the output as RF noise level n X n .
  • This noise component includes the harnessfre ⁇ -frequency artifacts, such as pacemakers or Myogrammrau- rule.
  • Amplitude of the modulation signal m n determined in a time window of ty ⁇ pisch 4s and provided at the output as signal level s n avail ⁇ supply.
  • the minimum of the modulation signal is determined in the same time window and at the output as MF
  • Noise level nY n provided.
  • This noise component leg ⁇ keep the medium-frequency artifacts, such as 50Hz / 60Hz interference from the mains or other for several heartbeats ongoing in ⁇ stable signal conditions such as atrial / ventricular chambers FLIM / flutter.
  • a peak-to-peak amplitude of the low frequency component z n is determined in a time window of typically 4 s and provided at the output as LF noise level nZ n .
  • This noise component includes the low-Ar ⁇ tefakte, eg caused by movements baseline fluctuations.
  • the average value of the deep Fre ⁇ quenzanteils is determined in the same time slot and provided at the output as an offset level o n. The offset level can be used to detect a loose electrode.
  • a signal Quality Estimator 6 is based on the Sig ⁇ nalpegel s n, at least one noise level n nx, ny n, nz n and the optional offset level o n a quality measure q n determined.
  • the quality measure q n is calculated as the quotient of the signal level and the sum of the signal level and all noise levels.
  • the optional binary signal status b n is active when the signal level is greater than zero
  • the principle of the circuit according to the invention is processed analogously in the form of a calculation rule in software.
  • the circuit or method of the present invention may be applied simultaneously to multiple ECG leads in parallel.
  • a global quality measure can be determined.
  • averaging alternative averaging mass can be used instead of the arithmetic mean, preferably the median because of its robust performance against individual outliers.
  • the frequency excessive decomposition of the input signal e n is carried out in the Temporal splitter 2 by means of two non-linear filters 11 and 12, two linear filters 13 and 14, two Verzögerungsele ⁇ elements 15 and 16 and two subtractors. 17 and 18
  • the non-linear filters 11 and 12 operate internally with sliding minimum and maximum functions. The output remains frozen as long as it is within the minimum / maximum limits. Otherwise he will be brought along.
  • the linear filter 14 is of the type HR (Infinite Impulse Respon ⁇ s). It is a first-order recursive low-pass filter and is used to smooth the estimated baseline, where
  • the delay elements 15 and 16 serve to correctly zeitli ⁇ chen alignment of the signals prior to further processing.
  • D n and h n are respectively delayed by the corresponding time signals e n and g n .
  • the subtracter 17 supplies the high frequency component x n at the output.
  • the subtractor 18 supplies the middle frequency component y n at the output and the low frequency component z n is already available at the output of the linear filter 14.
  • the temporal separation of the intermediate frequency component y n of He ⁇ generating a modulation signal m n takes place with the aid of a moving ⁇ Tenden maximum and minimum block 19 and 20 and a subtract extractor 21.
  • An average value calculation 28 is additionally performed on the low frequency component z n for calculating an offset level.
  • the signal quality calculation includes two adders 32 and 33, a comparator 34 and a division unit 35. ⁇ th processing according to the following formulas.
  • nn nn x + nn Y + nn z
  • n s n> 0
  • the preferred embodiment can be easily programmed on a commercial processor or implemented in an integrated circuit. All variables must be suitably quantized and the operations optimized for the existing architecture blocks. Depending on the target system, there are optimized procedures for this. These are not the subject of the present invention.

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Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur kontinuierlichen Qualitätsüberwachung von elektrokardiographischen Signalen. Ein digitales Eingangssignal (en) wird vorzugsweise in drei Frequenzbänder unterteilt. Die Frequenzbänder umfassen zumindest ein Hochfrequenzband, ein Mittelfrequenzband und ein Tieffrequenzband. Aus einem der Frequenzbänder wird ein Rauschpegel (nXn, nYn, nZn) ermittelt. Aus dem Mittelfrequenzband wird ein Signalpegel (sn) ermittelt und aus dem Quotienten aus zumindest einem der Rauschpegel (nXn, nYn, nZn) und dem Signalpegel (sn) ein Qualitätsmass (qn) des elektrokardiographischen Signals berechnet.

Description

Verfahren und Vorrichtung zur kontinuierlichen Qualitätsüberwachung von elektrokardiographischen Signalen, Computerprogrammprodukt und EKG-Gerät zur Durchführung des Verfahrens Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vor¬ richtung zur kontinuierlichen Qualitätsüberwachung von elektrokardiographischen Signalen sowie ein Computerprogramm zur Durchführung des Verfahrens, ein Computersystem und ein EKG-Gerät umfassend eine derartige Vorrichtung gemäss den Oberbegriffen der unabhängigen Patentansprüche.
Im täglichen klinischen Einsatz beispielsweise von EKG-Geräten ist es für den Anwender wünschenswert, eine kontinuierliche Rückmeldung bezüglich der momentan vorhandenen Signalqualität zu erhalten. Vielfach besteht bei EKG-Aufnahmen, sowohl bei Kurzzeitmessungen als auch bei Langzeitmessungen das Problem, dass beispielsweise durch Verschmutzung, wie Schweiss oder durch ein Verrutschen der Elektroden die Qualität abnimmt. Dies kann dazu führen, dass die Langzeitmessung zur späteren Auswertung un- brauchbar ist.
Mit der DE 10 358 397 wurde ein Verfahren zur automatischen Bewertung der Qualität eines elektrophysiologischen Messsignals bekannt. Das Messsignal wird in einen hochfrequenten und einen niederfrequenten Signalteil aufgeteilt, wobei aus dem hochfre¬ quenten Signalteil eine Rauschleistung und aus dem niederfre¬ quenten Signalteil eine Signalleistung ausgewertet werden. Falls einer dieser Werte einen entsprechenden Schwellwert über- oder unterschreitet, so wird eine Signalisierung einer schlechten Signalqualität generiert. Typischerweise wird die schlechte sig- nalqualität erst angezeigt, wenn die Schwellwerte in einem be¬ stimmten Zeitraum mehrfach unter-/überschritten werden. Dieses Verfahren hat den Nachteil, dass es verhältnismässig lan¬ ge dauert, bis eine erste Aussage über die Qualität des Signals gemacht werden kann. Es ist Aufgabe der Erfindung, die Nachteile des Standes der Technik zu beheben. Insbesondere soll ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Verfügung gestellt werden, welche ein Signal kontinuierlich und mit hoher Qualität überwachen kann. Die Vorrichtung und das Verfahren sollen auf einfachen mathematischen Strukturen aufbauen und einfach herstellbar und/oder implementierbar sein.
Diese Aufgaben werden durch die in den unabhängigen Patentansprüchen definierten Verfahren und Vorrichtungen gelöst. Weitere Ausführungsformen ergeben sich aus den abhängigen Patentansprüchen .
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur kontinuierlichen Qualitätsüberwachung von elektrokardiographischen Signa- len, umfassend die Schritte
- Unterteilen eines vorzugsweise digitalen Eingangsignales in mindestens drei und vorzugsweise genau drei Frequenzbänder, umfassend zumindest ein Hochfrequenzband, ein Mittelfre¬ quenzband und ein Tieffrequenzband
- Ermitteln zumindest eines Rauschpegels aus einem der Fre¬ quenzbänder ,
Aus dem Mittelfrequenzband wird ein Signalpegel ermittelt. Aus dem Quotienten aus zumindest einem der Rauschpegel und dem Sig¬ nalpegel wird ein Qualitätsmass des elektrokardiographischen Signals berechnet.
Die Frequenzbänder teilen sich in Bezug auf das Hauptsignal des EKGs in einen tiefen, mittleren und hohen Frequenzbereich auf, wobei die Hauptanteile des EKGs im mittleren Frequenzbereich liegen. Die einzelnen Frequenzbereiche können sich teilweise überschneiden . Die Ermittlung eines Quotienten ermöglicht es, die Rauschpegel und den Signalpegel miteinander zu verknüpfen. Da der Rauschpegel und der Signalpegel aus dem gleichen Messsignal generiert werden, lässt sich somit ein dimensionsloses Qualitätsmass gene¬ rieren .
Vorzugsweise wird der Rauschpegel über einen definierten Zeitab¬ schnitt, beispielsweise über einen Zeitabschnitt von 4 Sekunden, vorzugsweise auf Basis einer Peak-to-peak-Amplitude ermittelt. Dies ermöglicht eine genaue Aussage über den Wert des Pegels während eines definierten Zeitabschnittes.
Vorzugsweise wird aus dem Signal des Mittelfrequenzbands ein Mo¬ dulationssignal berechnet. Das Modulationssignal kann vorzugs- weise auf Basis einer Peak-to-Peak-Amplitude berechnet werden, wobei vorzugsweise die Berechnung über definierte Zeitabschnitte erfolgt, wobei das Signal in entsprechende Segmente zerlegt wird. Die Zeitabschnitte können 100ms lang sein, was der typi¬ schen Dauer eines QRS-Komplexes entspricht. Weiter bevorzugt überschneiden sich die Zeitabschnitte. Die Überschneidung kann beispielsweise 50% bis 90% der Dauer des Zeitabschnittes betra¬ gen. In jedem dieser Segmente ist jeweils ein Minimum und Maximum des Signals bestimmbar und durch Differenzbildung eine peak- to-peak Amplitude (Modulationsamplitude) berechenbar.
Somit kann ein Modulationssignal berechnet werden, welches eben¬ falls von hoher Qualität ist. Die Überlappung erlaubt eine fei- nere zeitliche Auflösung und eine geringere Abhängigkeit von der Phasenlage der QRS-Komplexe .
Es ist ebenfalls vorstellbar, dass ein Rauschpegel oder ein wei- terer Rauschpegel basierend auf dem Modulationssignal ermittelt wird .
Vorzugsweise wird aus dem Tieffrequenzband und dem Hochfrequenz¬ band ebenfalls ein Rauschpegel ermittelt. Somit stehen mehrere Rauschpegel zur Verfügung, welche gemeinsam oder einzeln in Verbindung mit dem Signalpegel zur Bildung eines Qualitätsmasses des elektrokardiographischen Signals herangezogen werden können.
Bevorzugt wird aus dem Tieffrequenzband ein Mittelwert als Off- setpegel ermittelt. Dieser Offsetpegel wird vorzugsweise über einen definierten Zeitabschnitt von vorzugsweise 4s ermittelt.
Der Offsetpegel ermöglicht beispielsweise die Detektion einer losen Elektrode in einer dem Fachmann bekannten Weise.
Vorzugsweise werden alle Zeitabschnitte aufeinander abgestimmt und bevorzugt gleichzeitig gestartet.
Es ist ebenfalls vorstellbar, mehrere Eingangssignale gleichzei- tig zu verarbeiten, wobei gleichzeitig bei allen Signalen die erforderlichen Parameter berechnet werden. Insbesondere kann das Verfahren gemäss der vorliegenden Erfindung gleichzeitig parallel auf mehrere EKG-Ableitungen angewendet werden. Aus diesen Parametern kann ein Mittelwert und vorzugsweise ein Median ge- bildet werden. Es ist ebenfalls vorstellbar, aus allen einem einzelnen Signal zugehörenden Qualitätsmassen einen Mittelwert und vorzugsweise einen Median zu bilden. Durch Mittelung der Qualitätsmasse der einzelnen Ableitungen kann ein globales Qualitätsmass bestimmt werden. Der Median ist besonders geeignet wegen seinem robusten Verhalten gegenüber einzelnen Ausreissern. In der Praxis wird es immer einige EKG- Ableitungen mit niederer Qualität geben, nämlich diejenigen die ein bezüglich der Herzachse orthogonales Signal registrieren. Deren Einfluss auf das globale Qualitätsmass soll aber möglichst gering gehalten werden. Eine andere Erweiterung der vorliegenden Erfindung betrifft die Überwachung des Qualitätsmasses über ein längeres Zeitfenster. Die Kenntnis des Minimums der Qualität innerhalb eines Fensters von 10s ermöglicht die automatische Auslösung eines Ruhe-EKGs von typisch 10s Dauer zum optimalen Zeitpunkt mit maximaler Qua- lität. Die dabei verwendeten Schwellwerte können fix oder varia¬ bel gewählt werden.
Vorzugsweise wird das Qualitätsmass innerhalb eines definierten Zeitfensters von beispielsweise 10s berechnet und mit einem Re- ferenzwert verglichen. Beim Erreichen eines Schwellenwertes durch das Qualitätsmass kann vorgesehen sein, dass eine Auf¬ zeichnungsphase ausgelöst wird, beispielsweise ein Ruhe-EKG.
Der Referenzwert kann beispielsweise ein fester Wert sein, es ist jedoch auch möglich, einen Referenzwert auf Basis früherer oder fortlaufender Messungen desselben Patienten zu generieren.
Dies erlaubt das Messen und/oder Aufzeichnen eines Ruhe-EKGs zu Zeitpunkten, die in Bezug auf Störungen oberhalb eines gewünsch- ten Qualitätsniveaus sind.
Vorzugsweise wird das Qualitätsmass an den Anwender ausgegeben. Sowohl akustische, visuelle als auch grafische Ausgaben sind denkbar. Das Qualitätsmass wird vorzugsweise auf einem geeigne¬ ten Anzeigeelement wie einem Bildschirm ausgegeben. Die Ausgabe kann die Form eines Zahlenwertes aufweisen. Eine Farbcode- Abfolge wie beispielsweise grün - orange - rot ist ebenfalls vorstellbar.
Es ist ebenfalls vorstellbar, die Ausgabe an ein EKG-Gerät oder einen Patientenmonitor zu koppeln und beispielsweise den Bildschirm als Ausgabemittel für das Qualitätsmass zu benutzen. So ist es vorstellbar, beispielsweise einer der Kurven je nach Qua- litätsmass eine entsprechende Farbe stellvertretend für das Qua- litätsmass zuzuordnen und anzuzeigen. Die Koppelung an ein akustisches Signal ist ebenfalls möglich.
Somit ist für Bedienstete oder Fachleute eine schnelle visuelle oder akustische Kontrolle möglich. Dies ermöglicht beispielswei¬ se manuelle Korrekturmassnahmen, z.B. andere Platzierung oder neues Kleben der Elektroden sobald ein Schwellwert unterschrit¬ ten wird.
Das Verfahren lässt sich auch auf andere EKG-Aufnahmetypen wie z.B. eine Ruhe-Rhythmusaufnahme von typisch 5 Minuten anwenden. Die diagnostische Qualität der aufgezeichneten EKGs wird damit insgesamt gesteigert und allfällig notwendige Wiederholungen von Aufnahmen aufgrund mangelnder Signalqualität entfallen.
Vorzugsweise arbeitet das Verfahren im Takt der gewählten Ab¬ tastfrequenz des EKGs. Die Abtastfrequenz liegt typischerweise im Bereich von 250 Hz bis 4 kHz. Höhere und tiefe Abtastraten sind ebenfalls denkbar. Vorzugsweise arbeitet das Verfahren mit einer Abtastfrequenz von 1 kHz. Vorzugsweise werden wie im Folgenden dargelegt nur einfache mathematische Operationen verwen¬ det, die problemlos auf jedem handelsüblichen Prozessor program- miert oder in einer integrierten Schaltung realisiert werden können. Die beim Elektrokardiogramm typischen Rauscharten, z.B. Basislinienschwankungen, Netzstörungen und Myogrammrauschen, beeinflussen in der Folge das resultierende Qualitätsmass , so dass die diagnostische Qualität eines EKGs möglichst weitgehend mit Hilfe eines einzigen Parameters beurteilt werden kann.
Die vorliegende Erfindung beinhaltet also zusammengefasst eine frequenzmässige und vorzugsweise zeitliche Zerlegung zumindest eines Teiles des Eingangssignals, eine Schätzung des Signalpe¬ gels und eines oder mehrerer Rauschpegel, mit deren Hilfe ein Qualitätsmass berechnet wird.
Zusätzlich oder alternativ können zwei weitere optionale Mess- grossen wie der Offsetpegel sowie der binäre Signalstatus zur Berechnung des Qualitätsmasses herangezogen werden. Der binäre Signalstatus zeigt an, ob überhaupt ein verwertbares Signal vor¬ liegt und trifft so, im Gegensatz zum kontinuierlichen Quali- tätsmass, eine harte Entscheidung.
Vorzugsweise findet die Verarbeitung des Signales vollständig im digitalen Bereich innerhalb einer Schaltung oder in einem Computerprogramm statt. Es ist ebenfalls vorstellbar, das vorliegende Verfahren nach¬ träglich auf bestehende EKG-Aufnahmen anzuwenden. Vorzugsweise wird dabei aus einem längeren Signalabschnitt ein Segment mit kürzerer Dauer und maximaler Qualität extrahiert und beispiels¬ weise automatisch für eine weitere Analyse bereitgestellt.
Dies ermöglicht die nachträgliche Analyse von elektrokardiogra- phischen Signalen und insbesondere von ausgewählten, qualitativ höherwertigen Signalen oder Signalabschnitten. Ein weiterer Aspekt der Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur kontinuierlichen Qualitätsüberwachung von elektrokardiographi- schen Signalen, insbesondere zur Durchführung eines wie vorste- hend beschriebenen Verfahrens. Die Vorrichtung umfasst einen
Filter zum Unterteilen eines vorzugsweise digitalen Eingangssig¬ nales in mindestens drei und vorzugsweise genau drei Frequenz¬ bänder. Die Frequenzbänder umfassen zumindest ein Hochfrequenzband, ein Mittelfrequenzband und ein Tieffrequenzband . Die Vor- richtung umfasst eine Rechenanordnung zum Ermitteln zumindest eines Rauschpegels aus einem der Frequenzbänder. Die Vorrichtung weist ausserdem eine Rechenanordnung zum Ermitteln eines Signalpegels aus dem Mittelfrequenzband auf. Damit ist ein Qualitäts¬ mass des elektrokardiographischen Signals berechenbar.
Ein erfindungsgemässes Filter kann beispielsweise als ein
High/Medium/Low Frequenz Splitter ausgebildet sein, der ein Eingangssignal in drei Signalanteile zerlegt. Vorzugsweise ist der Rauschpegel über einen definierten Zeitab¬ schnitt, beispielsweise über einen Zeitabschnitt von 4 Sekunden, als Peak-to-peak-Amplitude ermittelbar.
Zur Berechnung eines Modulationssignals kann die Vorrichtung beispielsweise einen Temporal Splitter aufweisen, der den mitt¬ leren Frequenzanteil in überlappende Segmente von typisch 100ms Dauer zerlegt. In jedem dieser Segmente ist jeweils ein Minimum und Maximum des Signals bestimmbar und durch Differenzbildung eine peak-to-peak Amplitude (Modulationsamplitude) berechenbar. Am Ausgang des Temporal Splitter steht das Modulationssignal des Mittelfrequenzbandes über die Zeit zur Verfügung. Zur Berechnung eines Rauschpegels kann mit einem Hochfrequenz- Prozess die peak-to-peak Amplitude des Hochfrequenzbandes in ei¬ nem Zeitfenster von typisch 4s ermittelbar sein, wobei sie am Ausgang als Hochfrequenz-Rauschpegel verfügbar ist. Dieser
Rauschanteil beinhaltet die hochfrequenten Artefakte, z.B. von Herzschrittmachern oder Myogrammrauschen .
Ebenfalls kann in einem Mittelfrequenz-Prozess die peak-to-peak Amplitude des Modulationssignals in einem Zeitfenster von ty- pisch 4s ermittelbar sein und am Ausgang als Signalpegel verfügbar sein. Parallel dazu kann das Minimum des Modulationssignals im gleichen Zeitfenster ermittelbar sein und am Ausgang als Mittelfrequenz-Rauschpegel verfügbar sein. Dieser Rauschanteil be¬ inhaltet die mittelfrequenten Artefakte, z.B. 50Hz/60Hz Störun- gen vom Netz oder sonstige über mehrere Herzschläge andauernde instabile Signalverhältnisse, z.B. atriales/ventrikuläres Flim¬ mern/Flattern.
Vorzugsweise ist in einem Tieffrequenz-Prozess die peak-to-peak Amplitude des tiefen Frequenzbandes in einem Zeitfenster von ty¬ pisch 4s ermittelbar und am Ausgang als Tieffrequenz-Rauschpegel zur Verfügung stellbar. Dieser Rauschanteil beinhaltet die nie¬ derfrequenten Artefakte, z.B. von durch Bewegungen verursachte Basislinienschwankungen. Parallel dazu ist der Mittelwert des tiefen Frequenzbandes im gleichen Zeitfenster ermittelbar und am Ausgang als Offsetpegel zur Verfügung stellbar.
Somit stehen zur weiteren Verarbeitung ein Signalpegel und bis zu drei unterschiedliche Rauschpegel zur Verfügung, welche je- weils einem Frequenzband zugehörig sind. Diese sind in der Vor¬ richtung und im Verfahren weiter verarbeitbar. Zur Auswertung und zum Vergleich der einzelnen Pegel kann ein Signal Quality Estimator vorgesehen sein, mit dem basierend auf dem Signalpegel und mindestens einem Rauschpegel und alternativ einem optionalen Offsetpegel ein Qualitätsmass ermittelbar ist. Das Qualitätsmass ist als Quotient von Signalpegel und der Summe aus Signalpegel plus einem oder mehreren Rauschpegeln berechenbar. Ein optionaler binärer Signalstatus ist aktivierbar, wenn der Signalpegel grösser als Null ist. Ein weiterer Aspekt der Erfindung betrifft ein Computerprogrammprodukt zur kontinuierlichen Qualitätsüberwachung von elektro- kardiographischen Signalen und insbesondere zur Durchführung eines wie vorliegend beschriebenen erfindungsgemässen Verfahrens. Das Computerprogrammprodukt umfasst computerlesbare Programmmit- tel, die einen Computer dazu veranlassen, ein Eingangssignal in mehrere und vorzugsweise drei Frequenzbänder aufzuteilen und zu¬ mindest einen Rauschpegel aus einem der Frequenzbänder zu ermit¬ teln. Die Frequenzbänder umfassen zumindest ein Hochfrequenzband, ein Mittelfrequenzband und ein Tieffrequenzband . Das Com- puterprogrammprodukt veranlasst den Computer ausserdem, aus dem Mittelfrequenzband einen Signalpegel zu ermitteln und nach dem Ermitteln des Rauschpegels und des Signalpegels sein Qualitäts¬ mass auf diesen Werten zu berechnen. Dies ermöglicht das Verfahren in bestehende Computer- oder Re¬ chenanordnungen zu integrieren.
Ein weiterer Aspekt der Erfindung betrifft ein EKG-Gerät zur Durchführung des Verfahrens wie vorliegend beschrieben. Das EKG- Gerät kann dazu eine wie vorliegend beschriebene Vorrichtung um¬ fassen . Dies ermöglicht die kombinierte Anzeige von EKG-Signalen und ei¬ nem Qualitätssignal.
Ein weiterer Aspekt der Erfindung betrifft ein Computersystem umfassend ein wie vorliegend beschriebenes Computerprogrammpro¬ dukt zur Durchführung eines wie vorliegend beschriebenen Verfahrens .
Im Folgenden wird ein Ausführungsbeispiel der Erfindung anhand von Figuren detailliert beschrieben. Dabei zeigen in Blockdiagrammen :
Fig. 1 das allgemeine erfindungsgemässe System und
Fig. 2 ein Ausführungsbeispiel des erfindungsgemässen Systems.
Bei den Signalvariablen in den Figuren und im Text steht das tiefgestellte n für die Samplenummer , d.h. für die Abhängigkeit von der Zeit. Die erfindungsgemässe Schaltung gemäss Figur 1 zerlegt ein Ein¬ gangssignal en in einem High/Medium/Low Frequenz Splitter 1 in drei Signalanteile xn, yn, zn, wobei xn den hohen Frequenzanteil, yn den mittleren Frequenzanteil und zn den tiefen Frequenzanteil des Eingangssignals beinhaltet (siehe dazu auch Figur 2, welche eine konkrete Ausgestaltung der einzelnen Komponenten zeigt).
Ein Temporal Splitter 2 zerlegt den mittleren Frequenzanteil yn in überlappende Segmente von typisch 100ms Dauer. Die einzelnen Segmente überlappen sich um typischerweise 50% bis 90%. In jedem dieser Segmente werden jeweils Minimum und Maximum des Signals bestimmt und durch Differenzbildung eine peak-to-peak Amplitude (Modulationsamplitude mn) berechnet. Am Ausgang des Temporal Splitter 2 steht ein Modulationssignal mn des mittleren Fre¬ quenzanteils über die Zeit zur Verfügung.
In einem Hochfrequenzprozess-Prozess 3 wird eine peak-to-peak Amplitude des hohen Frequenzanteils xn in einem Zeitfenster von typisch 4s ermittelt und am Ausgang als HF Rauschpegel nXn zur Verfügung gestellt. Dieser Rauschanteil beinhaltet die hochfre¬ quenten Artefakte, z.B. von Herzschrittmachern oder Myogrammrau- schen .
In einem Mittelfrequenz-Prozess 4 wird eine peak-to-peak
Amplitude des Modulationssignals mn in einem Zeitfenster von ty¬ pisch 4s ermittelt und am Ausgang als Signalpegel sn zur Verfü¬ gung gestellt. Parallel dazu wird das Minimum des Modulations- signals im gleichen Zeitfenster ermittelt und am Ausgang als MF
Rauschpegel nYn zur Verfügung gestellt. Dieser Rauschanteil bein¬ haltet die mittelfrequenten Artefakte, z.B. 50Hz/60Hz Störungen vom Netz oder sonstige über mehrere Herzschläge andauernde in¬ stabile Signalverhältnisse, z.B. atriales/ventrikuläres Flim- mern/Flattern .
In einem Tieffrequenz-Prozess 5 wird eine peak-to-peak Amplitude des tiefen Frequenzanteils zn in einem Zeitfenster von typisch 4s ermittelt und am Ausgang als LF Rauschpegel nZn zur Verfügung ge- stellt. Dieser Rauschanteil beinhaltet die niederfrequenten Ar¬ tefakte, z.B. von durch Bewegungen verursachten Basislinienschwankungen. Parallel dazu wird der Mittelwert des tiefen Fre¬ quenzanteils im gleichen Zeitfenster ermittelt und am Ausgang als Offsetpegel on zur Verfügung gestellt. Der Offsetpegel kann zur Detektion einer losen Elektrode verwendet werden.
In einem Signal Quality Estimator 6 wird basierend auf dem Sig¬ nalpegel sn, mindestens einem Rauschpegel nxn, nyn, nzn und dem optionalen Offsetpegel on ein Qualitätsmass qn ermittelt. Das Qualitätsmass qn berechnet sich als Quotient aus Signalpegel und der Summe aus Signalpegel und allen Rauschpegeln. Der optionale binäre Signalstatus bn ist aktiv, wenn der Signalpegel grösser Null ist
Beim erfindungsgemässen Verfahren wird das Prinzip der erfin- dungsgemässen Schaltung sinngemäss in Form einer Rechenvorschrift in Software abgearbeitet.
Die Schaltung bzw. das Verfahren der vorliegenden Erfindung kann gleichzeitig parallel auf mehrere EKG-Ableitungen angewendet werden. Durch Mittelung der Qualitätsmasse der einzelnen Ableitungen kann ein globales Qualitätsmass bestimmt werden. Bei die¬ ser Mittelung können anstelle des arithmetischen Mittelwertes auch alternative Mittelwertsmasse verwendet werden, vorzugsweise der Median wegen seinem robusten Verhalten gegenüber einzelnen Ausreissern. In der Praxis wird es immer einige EKG-Ableitungen mit niederer Qualität geben, nämlich diejenigen die ein bezüglich der Herzachse orthogonales Signal registrieren. Deren Ein- fluss auf das globale Qualitätsmass soll aber möglichst gering gehalten werden.
Im Folgenden wird eine konkrete Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ausgehend von Figur 2 ausführlicher beschrieben. Dabei wird eine Abtastrate fs=l kHz entsprechend einem Abtastintervall Ts=l ms zu Grunde gelegt.
Die frequenzmässige Zerlegung des Eingangssignals en erfolgt im Temporal Splitter 2 mit Hilfe von zwei nichtlinearen Filtern 11 und 12, zwei linearen Filtern 13 und 14, zwei Verzögerungsele¬ menten 15 und 16 und zwei Subtrahierern 17 und 18. Die nichtlinearen Filter 11 und 12 arbeiten intern mit gleitender Minimum- und Maximum-Funktion. Der Ausgang bleibt eingefroren, solange er innerhalb der Minimum/Maximum-Grenzen liegt. Ansonsten wird er mitgezogen. Die folgenden Formeln beschreiben die nichtlinearen Filter 11 (N=5) und 12 (N=300) .
Figure imgf000016_0001
Das lineare Filter 13 ist vom Typ FIR (Finite Impulse Response) . Es ist ein symmetrisches MA (Moving Average) Tiefpass-Filter mit den 3 Koeffizienten 0.25, 0.5, 0.25 und dient zur Glättung von hochfrequenten Störungen, wobei fn=Eingangssignal ,
gn=Ausgangsignal .
g O„n = 0.25 · fn + 0.5 · fn-l , + 0.25 · fn— ,2 Das lineare Filter 14 ist vom Typ HR (Infinite Impulse Respon¬ se) . Es ist ein rekursives Tiefpass-Filter erster Ordnung und dient zur Glättung der geschätzten Basislinie, wobei
fn=Eingangssignal , gn=Ausgangssignal und N=128.
σ = Ν--ί. σ +J-. f
Die Verzögerungselemente 15 und 16 dienen der korrekten zeitli¬ chen Ausrichtung der Signale vor der weiteren Verarbeitung. Die benötigten Verzögerungszeiten sind Dl=392ms und D2=387ms. Sie ergeben sich aus der durch die Blöcke 12 und 14 verursachten Ge- samtverzögerung. Dn und hn sind jeweils die um die entsprechende Zeit verzögerten Signale en und gn.
dn = en-Dl
= §n-D 2 Der Subtrahierer 17 liefert am Ausgang den hohen Frequenzanteil xn. Der Subtrahierer 18 liefert am Ausgang den mittleren Frequenzanteil yn und der tiefe Frequenzanteil zn steht bereits am Ausgang des linearen Filters 14 zur Verfügung.
Die zeitliche Zerlegung des mittleren Frequenzanteils yn zur Er¬ zeugung eines Modulationssignals mn erfolgt mit Hilfe eines glei¬ tenden Maximum- und Minimum-Blocks 19 und 20 und einem Subtra- hierer 21. Die Blockgrösse entspricht hier 100ms (N=100) . Das ist in der Grössenordnung einer typischen normalen QRS Dauer.
Das Modulationssignal mn entspricht dem Signal ypp . =0
=0
y PP = - y™n
Die weitere Verarbeitung der hohen und tiefen Frequenzanteile xn und zn sowie des Modulationssignals mn erfolgt jeweils mit Hilfe von weiteren gleitenden Maximum- und Minimum-Blöcken 22/23, 24/25, 26/27 und Subtrahierern 29, 30, 31. Die Blockgrösse ent¬ spricht jetzt 4s (N=4000) . Das entspricht dem maximalen Inter¬ vall zwischen zwei Herzschlägen, bevor üblicherweise eine Asys- tolie detektiert wird. Es gelten dieselben Formeln wie oben für die Blöcke 19, 20 und 21.
Eine Mittelwertberechnung 28 wird zusätzlich auf dem tiefen Fre- quenzanteil zn zur Berechnung eines Offsetpegels durchgeführt . Die Blockgrösse ist ebenfalls 4s (N=4000).
Figure imgf000017_0001
i=0 Die Signalqualitätsberechnung beinhaltet zwei Addierer 32 und 33, einen Komparator 34 und eine Divisionseinheit 35. Sie arbei¬ ten gemäss den folgenden Formeln.
n n = n nx + n nY + n nz
Figure imgf000018_0001
n = s n > 0
Die bevorzugte Ausführungsform kann problemlos auf einem handelsüblichen Prozessor programmiert oder in einer integrierten Schaltung realisiert werden. Dazu müssen alle Variablen geeignet quantisiert und die Operationen auf die vorhandenen Architektur- blocke hin optimiert werden. Abhängig vom Zielsystem gibt es dazu optimierte Vorgehensweisen. Diese sind aber nicht Gegenstand der vorliegenden Erfindung.

Claims

Patentansprüche
Verfahren zur kontinuierlichen Qualitätsüberwachung von elektrokardiographischen Signalen, umfassend die Schritte
- Unterteilen eines vorzugsweise digitalen Eingangssignales (en) in mindestens drei und vorzugsweise genau drei Frequenzbänder, umfassend zumindest ein Hochfrequenzband, ein Mittelfrequenzband und ein Tieffrequenzband
- Ermitteln zumindest eines Rauschpegels (nXn, nYn, nZn) aus zumindest einem der Frequenzbänder,
dadurch gekennzeichnet, dass
das aus dem Mittelfrequenzband ein Signalpegel (sn) ermittelt wird, wobei aus dem Quotienten aus zumindest einem der Rauschpegel (nXn, nYn, nZn) und dem Signalpegel (sn) ein Qua- litätsmass (qn) des elektrokardiographischen Signals berechnet wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass de Rauschpegel (nXn, nYn, nZn) über einen definierten Zeitabschnitt, vorzugsweise von 4s, ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass aus dem Mittelfrequenzband ein Modulationssignal (mn) berechnet wird, wobei das Modulationssignal (mn) vorzugsweise über definierte Zeitabschnitte von vorzugsweise
100ms, ermittelt wird, welche Zeitabschnitte sich vorzugsweise überschneiden.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei das Rauschsignal (nYn) basierend auf dem Modulationssignal (mn) ermittelt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei aus dem Tieffrequenzband vorzugsweise über einen definierten Zeit- abschnitt von vorzugsweise 4s ein Mittelwert als Offsetpegel (on) ermittelt wird.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekenn- zeichnet, dass mehrere Eingangssignale gleichzeitig parallel verarbeitet werden und die Bestimmung eines globalen Qualitätsmasses in Form eines Mittelwertes über die verarbeiteten Eingangssignale erfolgt. 7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass eine zusätzliche Berechnung des Qualitätsmasses innerhalb eines definierten Zeitfensters von vorzugsweise 10s durchgeführt wird, wobei beim Erreichen eines Schwellenwertes des Qualitätsmasses ein Ruhe-EKGs ausgelöst wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass das Qualitätsmasses an den Anwender ausgegeben wird, wobei das Qualitätsmass vorzugsweise auf einem geeigneten Anzeigeelement wie einem Bildschirm ausgegeben wird, wobei die Ausgabe vorzugsweise die Form eines Zahlenwerts oder einer Farbcode-Abfolge wie grün/orange/rot aufweist .
. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren auf bestehende EKG-Aufnahmen angewendet wird, wobei vorzugsweise aus einem längeren Signalabschnitt ein Segment mit kürzerer Dauer und maximaler Qualität extrahiert wird.
0. Vorrichtung zur kontinuierlichen Qualitätsüberwachung von elektrokardiographischen Signalen, insbesondere für ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, umfassend einen Filter zum Unterteilen eines vorzugsweise digitalen Eingangssignales (en) in mehrere und vorzugsweise drei Frequenzbänder, umfassend zumindest ein Hochfrequenzband, ein Mittelfrequenzband und ein Tieffrequenzband, einen Rechena- nordung zum Ermitteln zumindest eines Rauschpegels (nXn, Yn, nZn) aus einem der Frequenzbänder dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung eine Rechenanordnung zum Ermitteln eines Signalpegels (sn) aus dem Mittelfrequenzband auf weist, wobei ein Qualitätsmass (qn) des elektrokardiographi sehen Signals berechenbar ist.
11. Vorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Rauschpegel (nXn, nYn, nZn) über einen definierten Zeitabschnitt von vorzugsweise 4s ermittelbar ist.
12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 10 oder 11, urafas send eine Anzeigeeinheit zum Anzeigen des Qualitätsmasses (qn ) ·
13. Computerprogrammprodukt zur kontinuierlichen Qualitätsüberwachung von elektrokardiographischen Signalen, insbesondere zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 9, umfassend computerlesbare Programmmittel, die einen Computer dazu veranlassen, ein Eingangssignal in mehrere und vorzugsweise drei Frequenzen, umfassend zumindest ein Hochfrequenzband, ein Mittelfrequenzband und ein Tieffrequenzband, aufzuteilen und zumindest einen
Rauschpegel aus einem der Frequenzbänder zu ermitteln sowie einen Signalpegel aus dem Mittelfrequenzband zu ermitteln, wobei das Computerprogrammprodukt den Computer nach dem Ermitteln des Rauschpegels und des Signalpegels dazu veranlasst, ein Qualitätsmass aus diesen Werten zu berechnen.
14. EKG-Gerät insbesondere umfassend eine Vorrichtung nach einem der Ansprüche 10 bis 12 zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 9. 15. Computersystem mit einem Computerprogrammprodukt zur
Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 9.
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