DE2716739A1

DE2716739A1 - Verfahren zur detektion von signalen

Info

Publication number: DE2716739A1
Application number: DE19772716739
Authority: DE
Inventors: Joachim Dipl Phys Nagel
Original assignee: Biotronik Mess und Therapiegeraete GmbH and Co
Current assignee: Biotronik SE and Co KG
Priority date: 1977-04-14
Filing date: 1977-04-14
Publication date: 1978-10-26
Also published as: SE7804136L; DE2716739B2; CH632848A5; JPS53128373A; US4211237A; GB1605051A; NL7803531A; SE437762B; DE2716739C3

Description

biotronik

MeB- und Therapiegeräte GmbH &. Co Ingenieurbüro Berlin

Sieversufer 8 1000 Berlin 47 Telefon 030/685021

Telegramm BIOTRONIK Telex 01 85757 biod

13. April 1977

Verfahren zur Detektion von Signalen

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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Detektion von in Abständen auftretenden, untereinander ähnlichen Signalen in einem Störanteile enthaltenden Signalgemisch, insbesondere zur Entdeckung von QRS-Komplexen fetaler Herzsignale im abdominal abgeleiteten feto-maternellen Elektrokardiogramm sowie eine Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens.

Die Detektion von in Abständen auftretenden, untereinander ähnlichen Signalen in einem Störsignale enthaltenden Signalgemisch stellt beispielsweise in der Perinatalogie bei der Erkennung und Verarbeitung des fetalen Elektrokardiogramms ein bislang nicht befriedigend gelöstes Problem dar. Erst vor der Geburt, nach öffnen der Fruchtblase, läßt sich das fetale EKG mit Hilfe von Kopfschwartenelektroden direkt vom Feten ableiten. Da diese Methode während der gesamten Dauer der Schwangerschaft nicht angewandt werden kann, muß auf Methoden einer indirekten Ableitung des fetalen EKGs von der Mutter zurückgegriffen werden, wenn eine effektive überwachung des Feten durchgeführt werden soll. Die vom Abdomen der Mutter abgeleiteten elektrischen Signale weisen jedoch ein äußerst ungünstiges Signal/Störverhältnis auf, so daß mit den Mitteln der bisher angewandten Filtertechniken das Auftreten von fetalen QRS-Komplexen nur mit einer Entdeckungsquote von etwa 50% ermittelt werden kann. Da diese Quote höchstens zu einer Anzeige der mittleren fetalen Herzfrequenz ausreicht, steht dem Arzt bisher weder eine ausreichende Information über die Mikrofluktuationen, d.h. die kurzfristigen Schwankungen der Herzfrequenz, noch über die Wellenform des fetalen EKGs zur Verfügung.

Als Störungen des fetalen EKGs treten das maternelle EKG, das maternelle Elektromyogramm und Rauschsignale auf. Ihre Amplituden liegen wesentlich über denjenigen des fetalen Elektrokardiogramms, dessen maximale Amplitude bei der Auf-

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nähme mittels abdominaler Elektroden 10 bis 50 μν beträgt. Die Amplitude des fetalen EKGs ändert sich jedoch stark je nach Lage des Feten in Bezug auf die Elektroden.

Das abdominale Signal setzt sich wie folgt zusammen: S(t) = D(t) · [E_f(t) + E_m(t) +N(t)]

S(t) = abdominales Signal D(t) = multiplikative Verzerrung E_f(t) = fetales EKG

E (t) = maternelles EKG
m

N(t) = Rauschen und maternelles Elektromyogramm

Die Störungen E (t) und N(t) sind dem EKG additiv überlagert. Die zusätzlichen multiplikativen Verzerrungen rühren in erster Linie von auftretenden Bewegungen her. Ihr Einfluß ist jedoch so gering, daß sie bei der weiteren Betrachtung in guter Näherung vernachlässigt werden können, so daß sich ergibt:

S(t) = E_f(t) + E_m(t) + N(t)

Die Wellenformen der einzelnen Komponenten sind im voraus nicht bekannt, und unterliegen häufig sogar innerhalb des Zeitintervalls der Signalverarbeitung Schwankungen, die eine Auswertung beträchtlich erschweren.

Der maternelle QRS-Komplex weist seine größte Leistungsdichte im Frequenzbereich zwischen 10 und 30 Hz auf. Das Maximum des fetalen QRS-Komplexes im Frequenzspektrum liegt etwas höher, und zwar zwischen 15 und 40 Hz.

Die im abdominalen Signal enthaltenen Rauschanteile erstrecken sich über den gesamten Frequenzbereich. Die sehr niederfrequenten Störungen rühren vermutlich in erster

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Linie von Bewegungen der Elektroden her, während der höherfrequente Teil dem Elektromyogramm zuzurechnen ist.

In der Praxis wurden bisher zur Erkennung des fetalen Elektrokardiogramms im abdominalen Signal folgende Methoden angewandt :

1. Differenzverfahren

Zusätzlich zum abdominalen wird ein normales EKG der Mutter aufgenommen. Durch Subtraktion der beiden EKGs wird versucht, das rnaternelle EKG aus dem abdominalen Signal zu eliminieren. Dieses Verfahren arbeitet sehr fehlerhaft, da es kaum möglich ist, die beiden raaternellen EKGs in Amplitude und Phase zur Deckung zu bringen. Störsignale werden nicht unterdrückt. Dieses Verfahren ist deshalb insbesondere im Hinblick auf Routineuntersuchungen ungeeignet.

2. Ausblendverfahren

Das maternelle EKG steuert einen elektronischen Schalter, der das abdominale EKG ausblendet, sobald ein materneller QRS-Komplex auftritt. Bei diesem Verfahren können keine fetalen QRS-Komplexe entdeckt werden, die ganz oder teilweise mit den maternellen zusammenfallen.

3. Amplitudendiskriminierung

Das abdominale EKG steuert zwei Triggerschaltungen mit unterschiedlichen Schwellwerten an. Das Oberschreiten des oberen Schwellwertes signalisiert das Auftreten eines maternellen QRS-Komplexes, der untere zeigt einen fetalen QRS-Komplex an. Dieses Verfahren weist die gleichen Nachteile wie das Ausblendverfahren auf. Alle drei Verfahren sind sehr unzuverlässig, wenn Störimpulse auftreten.

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Nach dem prinzipiell gleichen Verfahren läuft die von Christiansen und Hoegl ("Entwurf eines Gerätes zur Messung des fetalen Elektrokardiogramms vor und während der Geburt", Biomedizinische Technik, Bd. 20, H. 5/1975) vorgeschlagene Signalanalyse ab. Hier wird jedoch statt der Signalamplitude ihre erste Ableitung geprüft. Eine größere Zuverlässigkeit in der QRS-Komplexerkennung kann hierdurch nicht erreicht werden.

4. Selektive Filter

Die größte Genauigkeit in der Erkennung gestörter Signale bieten selektive Filter. Zum Auffinden eines Signals, dessen Wellenform bekannt ist, bietet sich das optimale Suchfilter (matched filter) als beste Lösung an. Die bisher zur 'beat-to-beat'-Erkennung des fetalen QRS-Komplexes benutzten selektiven Filter weisen jedoch nicht die Struktur des optimalen Suchfilters auf und arbeiten dementsprechend unzuverlässig. Der Ausgang des optimalen Suchfilters liefert die Autokorrelationsfunktion (AKF) des Nutzsignals. Da die Wellenform des gesuchten Signals jedoch nicht bekannt ist, kann ein spezielles Suchfilter in diesem Fall nicht realisiert werden.

Den bekannten Verfahren ist gemeinsam, daß sich Fehlerregistrierungen ergeben, welche ihre Ursache in dem ungünstigen Verhältnis der Störanteile zu den zu detektierenden Signalen auch noch nach der Aufbereitung entsprechend den jeweiligen Verfahren haben. Die theoretische Güte eines optimalen Suchfilters läßt sich durch keines dieser Verfahren auch nur annähernd erreichen.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens anzugeben, das ein zuverlässiges Auffinden von in Abständen auftretenden, untereinander ähnlichen Signalen in einem Störanteile enthaltenden Signalgemisch unter besonderer

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Anpassung des Detektionsverfahrens an den jeweiligen Zustand der aufzunehmenden Signale ermöglicht.

Das Verfahren soll von einer entsprechenden Meßvorrichtung bei geringem rechnerischen Aufwand weitgehend automatisch durchführbar sein, so daß Messungen auch von technisch nicht vorgebildeten Personen schnell und sicher ausgeführt werden können. Nach der Entdeckung des Signals soll es außerdem möglich sein, seine Wellenform wiederzugeben.

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren mit den im Kennzeichen des Hauptanspruchs angegebenen Merkmalen gelöst.

Besonders vorteilhaft bei dem erfindungsgemäßen Verfahren ist, daß dieses eine Signalauswertung in Echtzeit ermöglicht, so daß die Ergebnisse nach einer kurzen Anlaufphase unmittelbar zur Verfügung stehen. Jeder einzelne Signalzug wird dabei direkt erkannt. Das Auswertungsverfahren paßt sich einer zeitlichen Änderung der Eingangssignale automatisch an, so daß stets die nach den Umständen beste Erkennung der gestörten Signale möglich ist. Die Auswertungsergebnisse entsprechen in guter Näherung den mit einem optimalen Suchfilter erzielbaren.

Ein nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeitendes medizinisches Untersuchungsgerät eignet sich wegen seiner einfachen Bedienbarkeit infolge des automatisierten Auswertungsprozesses und sicheren Erfassung der zu ermittelnden Signale auch für Routineuntersuchungen, so daß sich ein breites Anwendungsfeld ergibt. Mit geringen zusätzlichen Mitteln ist auch jederzeit die Wellenform des fetalen Elektrokardiogramms darstellbar.

Eine der Lösungsmöglichkeiten basiert auf einer Signalanalyse mittels Korrelation. Die Berechnung der AFK des Signals ist von der Signalform unabhängig und kann deshalb

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auch vorgenommen werden, wenn das erwartete Signal ä priori nicht bekannt ist. Daher ist ohne andere Maßnahmen die Trennung des fetalen EKGs von seinen Störungen durch die Berechnung der AKF hier nicht geeignet. Es besteht lediglich die Möglichkeit, das EKG aufgrund seiner Periodizität zu entdecken, die in der AKF erhalten bleibt. Da jedoch der Abstand zweier QRS-Komplexe nicht konstant ist, sondern größeren Schwankungen unterliegt, und das als Störung enthaltene maternelle EKG ebenfalls periodisch ist, kann hieraus eine sichere Entdeckung jedes einzelnen Herzschlages nicht abgeleitet werden. Dieser Nachteil der Korrelationsanalyse konnte dadurch behoben werden, daß es gelang, die Wellenform des gesuchten Signals, obwohl primär nicht bekannt, durch ein parallel ablaufendes Verfahren zu bestimmen und unter Benutzung dieses Musters - gemäß einer vorteilhaften Weiterbildung des erfindungsgemäßen Verfahrens - eine Analyse mit Hilfe der Kreuzkorrelationsfunktion nach der Methode des optimalen Suchfilters durchzuführen.

Bei der Erfindung wurde von der Erkenntnis ausgegangen, daß bei einem Verfahren zur Detektion von Signalen, deren Wellenform nicht bekannt ist, und die zudem in variablen Abständen auftreten/ eine Möglichkeit der Adaption des Verfahrens an die unterschiedlichen Zustände des Signals gegeben sein muß. Durch die Ermittlung der Wellenform des Signals, nachdem es zunächst einmal durch eine herkömmliche Methode mit einiger Sicherheit erkannt worden ist, und die Zugrundelegung dieses Signalverlaufs bei dem späteren Wiederauffinden desselben oder eines diesem ähnlichen Signals, werden die Nachteile der bekannten Verfahren vermieden. Nachdem in einer Anfangsphase der Messung das gesuchte Signal zunächst einmal erkannt wurde - beispielsweise in einem Zeitraum, in dem ein sich in zeitlichen Abständen wiederholendes Störsignal gerade nicht auftrat -, ist für die weiteren Messungen die Empfindlichkeit des Verfah-

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rens derart gesteigert, daß auch von Störsignalen überdeckte Nutzsignale regelmäßig detektiert werden. Diese Eigenschaft ist besonders wichtig, wenn es, wie bei der Aufnahme von Elektrokardiogrammen, darauf ankommt, die Wiederholfrequenz des Signals und die dabei auftretenden Schwankungen genau zu ermitteln.

Weitere vorteilhafte Ausbildungen des erfinderischen Verfahrens sind in den Unteransprüchen angegeben und werden weiter unten näher beschrieben.

Nachfolgend wird am Beispiel der Auswertung eines fetomaternellen EKGs dargestellt, wie mittels Bildung der Autokorrelationsfuktion zunächst eine Erkennung des gesuchten Signals durchgeführt wird, während das spätere Wiederauffinden des Signals durch Bildung der Kreuzkorrelationsfunktion zwischen dem festgehaltenen Signalmuster und dem anstehenden Signalverlauf erfolgt.

Die Autokorrelationsfunktion eines Signals ist allgemein definiert durch:

R_ss(t) = ö7? · / S(t) · S(t--i) dt

Da sich das abdominale Signal S(t) aufspaltet in die Terme E_f(t) und N(t),

S(t) = E_f(t) + N(t)
gilt für die Autokorrelationsfunktion:

E ist das fetale EKG, N die Überlagerung aus maternellem Elektromyogramm, Rauschanteilen und Resten des unterdrückten maternellen

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EKGs. Die AKF der Störanteile, R_NN/ weist bei τ·=0 ein Maximum auf, das für t>0 nicht mehr erreicht wird. Die AKF des'Nutzsignals, R_„, weist periodische Maxima auf,

CjLj

die bei ι =k · T_f, (k=0,1,2,....), liegen, wobei T_f den Abstand zweier fetaler QRS-Komplexe angibt. Nimmt man an, daß die Kreuzkorrelationsanteile und R^ für i>0 klein sind gegen die Maxima von ^R _EE# und der Abstand zweier RS-Komplexe konstant ist, dann ist es durch die Besimmung der Maxima für-t>0 grundsätzlich möglich, das fetale EKG zu ermitteln.

Obwohl diese Annahmen nur grobe Näherungen der tatsächlichen Verhältnisse darstellen, kann zwar auf diese Weise eine deutliche Verbesserung der Zuverlässigkeit der Signalanalyse gegenüber den bekannten Verfahren erreicht werden, beim Auftreten ausgeprägterer Störsignale und bei hohen Anforderungen an die Genauigkeit der Signalermittlung reicht die erzielte Detektionssicherheit jedoch nicht aus. Darüberhinaus erfordert die Berechnung der AKF für die praktische Anwendung einen zu großen Aufwand, da das Integral für mindestens den gesamten Bereich von ι =0 bis τ =T_f berechnet werden muß.

Unter der Annahme, daß die Leistung des zu detektierenden Signals im anliegenden Signalverlauf größer ist als diejenige der darin enthaltenen Störungen, ist es auch durch Berechnung der AKF für T=O, d.h. durch Leistungsmessung, lokalisierbar. Hierdurch läßt sich eine erhebliche Reduzierung des rechnerischen Aufwands erreichen, übersteigt bei der Aufnahme eines fetalen Elektrokardiogramms die Signalleistung einen vorher festgelegten Pegel, so wird auf das Vorhandensein eines QRS-Komplexes geschlossen.

Bei einer bevorzugten Ausführung der Erfindung wird das Maximum der AKF während eines vorgegebenen Zeitraums ermittelt, der sich bei einem Verfahren zur Festlegung des Pegels bei der Erkennung von

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QRS-Komplexen fetaler Herzsignale im fetomaternellen Elektrokardiogramm günstigerweise über den Zeitraum einer Anzahl Von maternellen Herzsignalen erstreckt.

Die Zuverlässigkeit der Signalerkennung reicht aus, um den Pegelanstieg des durch Autokorrelation gewonnenen Signals als Triggerimpuls zu verwenden für die Auslösung des Registrierungsvorgangs des im Signalgemisch erkannten, gesuchten Signals als Muster für die weitere Signalerkennung. Die Genauigkeit dieses Musters wird im weiteren Verfahrensablauf durch Mittelwertbildung mit später aufgenommenen Signalen verbessert und das Muster dabei aktualisiert.

Die weitere Signalerkennung wird anhand dieses Musters durch Kreuzkorrelationsanalyse durchgeführt. Die KKF aus abdominalem Signal S(t) und Muster-EKG M(t) setzt sich folgendermaßen zusammen:

+T

' S(t)

^2T -T J

mit S(t) = E_f(t) + N(t)

folgt: R_sm(t) = R₁₃₁(I) + R^ (t)

und wegen M(t) = E(t)

(2) R_SM(a) = R_EE(a) + R^(T)

Die Differenz zwischen AKF und KKF ergibt:

⁽¹⁾-^{(2) R}SS - ^RSM⁼ *ΝΝ ^{+ R}EN

Die KKF weist also ein wesentlich besseres Signal/Störverhältnis auf als die AKF. Die hiermit erzielbaren Er-

809843/0000

gebnisse entsprechen den gestellten klinischen Anforderungen.

Bei der Durchführung der Signalanalyse wird zu jedem Zeitpunkt t. die KKF für x=0 berechnet. Die digital durchgeführte Rechnung erfolgt nach der Formel:

S[k · At + t - (P-D At] M(k -At)

At = zeitlicher Abstand zweier aufeinanderfolgender Abtastpunkte

Die Genauigkeit der Analyse ist abhängig von der Anzahl der zur Berechnung der KKF benutzten Stützstellen. Hier muß ein Kompromiß unter Berücksichtigung sowohl der angestrebten Genauigkeit als auch dem schaltungstechnischen Aufwand erfolgen. Bei einer vorteilhaften Weiterbildung der Erfindung wird im Zeitpunkt t., zu dem die auf 1 normierte KKF einen vorgegebenen Schwellwert überschreitet, auf das Vorhandensein eines fetalen QRS-Komplexes im abdominalen EKG geschlossen. Hat die KKF ihr Maximum erreicht, so sind das Muster-EKG und das im abdominalen Signal enthaltene fetale EKG gleichphasig. Ein daraus abgeleitetes Triggersignal kann die Anpassung des Musters an das aktuelle EKG durch die genannte Mittelwertbildung steuern, welche dann ebenfalls exponentiell erfolgen kann.

Da die Amplitude des fetalen EKGs zeitlichen Schwankungen unterworfen ist, ist "es günstig, die Triggerschwelle, deren Oberschreiten durch die KF das Vorliegen eines fetalen QRS-Impulses anzeigt und andererseits die Registrierung des Herzsignals als Muster bzw. dessen Verarbeitung in Form einer Mittelwertbildung auslöst, variabel zu gestalten, so daß sich das Signaldetektionsverfahren Pegel-

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Schwankungen des Eingangssignals anpaßt.

Bisweilen kommt es vor, daß das gestörte Signalgemisch weitere Signale enthält, die zwar wie das Nutzsignal unter sich ähnlich sind und in Abständen erscheinen, deren Auftauchen aber unerwünscht ist, da sie die Erkennung des Nutzsignals beeinträchtigen. Bei der Analyse fetaler EKGs stellt das maternelle Herzsignal eine derartige Störung dar. Weil es vom Signaltyp her dem zu detektierenden fetalen Herzsignal sehr ähnlich ist, dieses amplitudenmäßig aber um ein Vielfaches übertrifft, stellt es eine erhebliche Beeinträchtigung der Erkennung des fetalen Herzsignals dar.

Bei einer vorteilhaften Weiterbildung des erfindungsgemäßen Verfahrens wird diese Schwierigkeit dadurch beseitigt, daß die unter sich ähnlichen in Abständen erscheinenden Signalanteile, die einen bestimmten Pegel überschreiten, erkannt und durch Subtraktion aus dem Signalgemisch eliminiert werden. Wichtig ist, daß beim Auftauchen eines derartigen Störsignals nicht der tatsächliche aktuelle Signalverlauf subtrahiert wird, da dann am Ausgang ein Nullpegel erscheinen würde, sondern ein aus den in der Vergangenheit erkannten Signalen gemitteltes Signal, wobei zweckmäßigerweise wiederum eine exponentielle Mittelung angewendet wird. Bei der fetalen EKG-Erkennung wird also das maternelle EKG vor der Korrelationsanalyse vom abdominalen Signal subtrahiert, wodurch auch bei der Analyse stark gestörter Elektrokardiogramme eine ausreichende Sicherheit bei der Erkennung des fetalen EKGs gegeben ist.

Um eine optimale Signalerkennung durchführen zu können, wird bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung das gestörte Signal vor der Anwendung der Detektionsverfahren in der Weise vorgefiltert, daß lediglich diejeni-

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gen Frequenzanteile durchgelassen werden, welche in dem aufzufindenden Signal enthalten sind.

Falls es gewünscht wird, das aufzufindende Signal später wieder in seinem zeitlichen Verlauf darzustellen, kann durch eine entsprechende inverse Filterung der ursprüngliche Signalverlauf rekonstruiert werden.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren kommt es also darauf an, ein in einem gestörten Signalgemisch enthaltenes, gesuchtes Signal zunächst ein oder mehrere Male aufzufinden. (Wird für die Signalerkennung ein Amplitudenkriterium benutzt, so liegt der Schwellwert zweckmäßigerweise über der später durch das Verfahren zu erzielenden Empfindlichkeitsschwelle.) Diese erkannten Signale werden als "Muster" herangezogen, um damit auch im Signalgemisch verborgene und nicht ohne weiteres erkennbare Signale aufzufinden. Zur Erzielung einer Verbesserung eines Mustersignals mit der Zeit oder, um eine Anpassung an zeitliche Änderungen des Signals zu bewirken, kann das jeweils erkannte Signal mit dem gespeicherten Mustersignal - vorzugsweise exponentiell - gemittelt werden.

Zur Erkennung des gesuchten Signals für eine spätere weitere Verbesserung des Mustersignals kann entweder das ursprüngliche Kriterium oder ein durch Vergleich des gestörten Signalgemisches mit dem Mustersignal auf Ähnlichkeiten hin gewonnenes Steuersignal verwendet werden.

Entweder kann das gemittelte Signal anschließend als das im gestörten Signalgemisch aufgefundene gesuchte Signal ausgewertet werden, wobei jeweils das letzte erkannte Signal noch in die Mittelung eingeht, oder es kann das gemittelte Signal zur subtraktiven Befreiung des Signalgemisches von diesem eine Störung bildenden Signal vor der endgültigen Auswertung herangezogen werden. Dabei sollte das zuletzt erkannte Signal

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nicht vor der Subtraktion in die Mittelung eingehen/ da es, wenn es einen zeitlichen Ausschnitt aus dem Signalgemisch darstellt, in einem überlagerten Signalanteil auch das gesuchte Signal enthält, welches für eine wirkungsfreie Störbefreiung durch Subtraktion nicht im Subtrahenden vorkommen sollte.

Eine Vorrichtung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens wird vorteilhafterweise unter Verwendung eines oder mehrerer Mikroprozessoren realisiert.

Ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel ist in der Zeichnung dargestellt und wird nachfolgend näher beschrieben. Es zeigen:

Fig. 1a ein Blockschaltbild des vorteilhaften Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Verfahrens in der gerätemäßigen Realisierung,

Fig. 1b ein Blockschaltbild einer Variante des Ausführungsbeispiels gemäß Fig. 1a, das einen Mikroprozessor enthält,

Fig. 2 ein Flußdiagramm des prinzipiellen Ablaufs des erfindungsgemäßen Verfahrens als Grundlage für ein Rechenprogramm, das beispielsweise zur Steuerung eines Mikroprozessors dienen kann,

Fig. 3 ein Blockschaltbild eines Subrahierers für

die Anwendung mit dem erfindungsgemäßen Verfahren,

Fig. 4 ein Blockschaltbild eines entsprechenden Mittelwertbildners ,

Fig. 5a ein für das erfindungsgemäße Verfahren geeigneter Maximumdetektor in digitaler Ausführung,

03 c

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Fig. 5b ein derartiger Maximumdetektor in analoger

Ausführung und
Fig. 6 ein Blockschaltbild eines für die Anwendung

mit dem erfindungsgemäßen Verfahren geeigneten

Korrelators.

Das in Fig. 1 dargestellte Blockschaltbild gibt an, wie eine Vorrichtung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens grundsätzlich aufgebaut sein kann. Die Realisierung der dargestellten Stufen durch elektronische Schaltungen ist dem Fachmann geläufig, da es beispielsweise mittels von den Bauelementeherstellern herausgegebenen Applikationen möglich ist, für jede der schlagwortartig bezeichneten Schaltungsbaugruppen eine mögliche konkrete Ausführungsform anzugeben. Dafür bietet sich z.B. die TTL-, die CMOS- oder auch vergleichbare Techniken an. Eingehender wird der Aufbau einzelner Schaltungsgruppen noch anhand der Fign. 3 bis 6 dargestellt werden, auf die bei der näheren Beschreibung des Ausführungsbeispiels jeweils noch Bezug genommen wird.

In Fig. 1b ist ein Blockschaltbild eines weiteren Ausführungsbeispiels einer nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeitenden Einrichtung wiedergegeben. Im Gegensatz zu dem in Fig. 1a dargestellten Ausführungsbeispiel erfolgt hier die Signalaufbereitung durch Mikroprozessoren. Aus Gründen der Obersicht ist die Verwendung zweier Mikroprozessoren vorgesehen. Entsprechend kann selbstverständlich auch ein einziger Mikroprozessor verwendet werden, der die Signalverarbeitung dann im time-sharing Verfahren durchführt. Die Entscheidung, welche der Möglichkeiten gewählt wird, die Schaltung zu realisieren, hängt von der weiteren technischen Entwicklung, den benötigten Stückzahlen und den an die Arbeitsgeschwindigkeit, die Genauigkeit und die Zuverlässigkeit gestellten Anforderungen ab.

Bei der in Fig. 1a dargestellten Ausführung wird das abdominal abgeleitete feto-maternelle Herzsignal einem Vorverstärker 1 zugeführt, der den geringen Pegel des Eingangssignals auf einen Wert anhebt, der für die Verarbeitung in den nachfolgenden Stufen ausreichend ist.

Eine erste Verbesserung des Signal/Störverhältnisses erfolgt mittels Filterung durch einen Bandpaß 2. Im Bereich niedriger Frequenzen übersteigt die Leistung der maternellen QRS-Komplexe diejenige der fetalen bei weitem. Hier liegen auch die Frequenzanteile der zu erwartenden Aktionspotentiale des maternellen Herzsignals.

Zwischen 15 und 40 Hz haben beide Signalleistungen in etwa die selbe Größenordnung. Durch eine Bandpaßfilterung in diesem Frequenzbereich läßt sich somit eine selektive Verstärkung des fetalen Herzsignals erzielen.

Die Festlegung der unteren und der oberen Frequenzgrenze erfolgt so, daß diejenigen Frequenzanteile des empfangenen Signals, die zur Erkennung des Nutzsignals nicht beitragen, unterdrückt werden. Bei der Analyse des fetalen Elektrokardiogramms ist ein zweites Kriterium für die Bemessung der Grenzen des Frequenzbandes, daß das maternelle Herzsignal zwar gedämpft wird, jedoch noch eine größere Amplitude aufweist als das fetale Signal, so daß eine Erkennung der maternellen QRS-Komplexe mittels Schwellwertdetektoren möglich ist. Unter Zugrundelegung dieser Oberlegungen ergeben sich die Frequenzgrenzen für den Bandpaß bei einer vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung mit f = 15 Hz und f = 40 Hz. Gute Ergebnisse wurden mit einem nichtrekursiven digitalen Filter linearer Phase erzielt. Ober eine Rückführung vom Ausgang des Bandpasses her kann durch Amplitudenregelung des Vorverstärkers 1 die Triggerschwelle zur Erkennung des maternellen EKGs auf einem kon-

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stanten Wert gehalten werden, so daß keine weitere externe Amplitudeneinstellung mehr erforderlich ist.

In Fig. 2 ist ein Flußdiagramm des Ablaufs der weiteren Signalverarbeitung in den einzelnen Blöcken der Darstellung gemäß Fig. 1a und b wiedergegeben. Dieses Flußdiagramm stellt die Grundlage für die Erstellung eines Programms zur Ausführung des erfindungsgemäßen Verfahrens mittels einer elektronischen Rechenanlage dar. Der wiedergegebene Programmablauf kann aber auch die Grundlage für den Entwurf einer Geräteschaltung unter Verwendung von diskreten oder integrierten Bauelementen bilden und stellt nur ein Beispiel dar, das entsprechend den individuellen Erfordernissen abgewandelt werden kann. Zur Verdeutlichung des Ablaufs des weiteren Verfahrens gemäß der Erfindung wird im Folgenden die Beschreibung dieses Ablaufs parallel anhand der Fign. 1a, 1b, 2 und, soweit es Einzelheiten betrifft, parallel anhand der Fign. 3 bis 6 vorgenommen werden.

Um bei Analyse der Elektrokardiogranune eine ausreichende Sicherheit der Erkennung der QRS-Komplexe erzielen zu können, wird im Verlaufe des weiteren Verfahrens das maternelle Herzsignal vor der Korrelationsanalyse vom gesamten abdominalen Signal subtrahiert. Voraussetzung hierfür ist, daß die maternellen QRS-Komplexe sicher erkannt werden. Dazu wurde die Bandbreite des Vorfilters bereits so festgelegt, daß die niederfrequenten und die hochfrequenten Störanteile des Signals ausreichend unterdrückt sind, das maternelle Elektrokardiogramm gut erkennbar bleibt und das fetale Herzsignal darüberhinaus in der Amplitude heraufgesetzt wird.

Durch die gezielte Subtraktion eines identifizierten störenden Signalanteils, der in der Form eines aus dem vorhergehenden Signalgemisch extrahierten Mustersignals ge-

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speichert ist, läßt sich eine nahezu optimale Störbefreiung durchführen.

Der zur Subtraktion benötigte Muster-QRS-Komplex wird durch gewichtete Mittelwertbildung bestimmt, wobei die Berechnung des maternellen QRS-Musters und die Subtraktion durch ein Triggersignal ausgelöst wird, das das Auftreten eines QRS-Komplexes anzeigt und durch einen Schwellwerdetektor erzeugt wird. Dieser Schwellwertdetektor ist in Fig. 1a in der Form eines Maximumdetektors 3 beziehungsweise 3¹ vorgesehen. Die Erkennung des maternellen QRS-Komplexes durch den Maximumdetektor ist sowohl digital (Block 3) als auch analog (Block 3¹) realisierbar. Die analoge Lösung bietet wegen des geringeren schaltungsmäßigen Aufwands Vorteile. Sie ist in Fig. 1a als Alternative gestrichelt dargestellt. Je nach gewählter Ausführung der Schaltung wird das Signal für den Maximumdetektor 3 bzw. 3' vor oder hinter einem analog-digital-Converter 4 abgegriffen. Der analog-digital-Converter 4 arbeitet mit einer Abtastfrequenz von 1 kHz. Das vom Eingang her zugeführte, gefilterte und digitalisierte feto-maternelle Herzsignal wird in einem Speicher 5 festgehalten und von dort aus einem Mxttelwertbildner 6 zugeführt. Auf ein Triggersignal des Maximumdetektors 3 bzw. 3' hin wird durch den Mittelwertbildner 6, sobald ein neuer materneller QRS-Komplex erkannt wurde, aus diesem und einem bereits im Mittelwertspeicher 7 festgehaltenen Muster des maternellen QRS-Komplexes ein neuer Mittelwert gebildet, der anschließend als aktualisierter Mittelwert in den Speicher 7 eingegeben wird. Dieser Mittelwert kann im Anfangszustand gleich null sein, es kann aber auch ein beliebiges Mustersignal angenommen werden.

Das maternelle Mustersignal wird in einer Amplitudenanpaßeinrichtung 8 in Fig. 3 mit den sie umgebenden Blöcken gemäß Fig. 1a im einzelnen dargestellt. Die Amplitude des im

8098U/00te

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Mittelwertspeicher 7 gespeicherten maternellen Mustersignals wird mittels Division durch einen Wert K an den aktuellen Amplitudenverlauf des Eingangssignals angepaßt, um eine möglichst vollständige Befreiung des fetalen Herzsignals von dem maternellen Anteil zu erreichen. Das in Fig. 3 dargestellte Ausführungsbeispiel weist einen üblichen digital arbeitenden Dividierer 10 auf, dem die zu dividierenden Signale über Multiplexer 11 und 12 zugeführt werden. Das Ergebnis wird über einen Demultiplexer ausgegeben. Zusätzlich ist noch ein Maximumdetektor 3 für die Ermittlung der Amplitude des aktuellen maternellen QRS-Komplexes vorgesehen. Die Amplitüdenanpaßeinrichtung 8 läßt sich einschließlich der darin enthaltenen digitalen Divisionseinrichtung mittels handelsüblicher Halbleiterbauelemente, wie beispielsweise integrierten TTL-Schaltungen, entsprechend den von den Halbleiterherstellern herausgegebenen Applikationen, realisieren.

Es erscheint also am Ausgang der Subtraktionseinrichtung 9 als Signal EKG_f . die Differenz D, die wie folgt gebildet wird:

D=E- M/K
mit

E = aktuelles abdominales EKG
M = Muster des maternellen EKG und K = Korrekturfaktor für die Amplitudenanpassung bei der Subtraktion,

wobei der Wert K für jeden ermittelten QRS-Komplex neu errechnet wird aus

^K - ^Mmax^/Emax

^E™=~ ⁼ Amplitude des aktuellen maternellen QRS-Komplexes

III aX

M = Amplitude des maternellen Mittelwerts.

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Die Mittelwertbildung, die für die Anpassung gespeicherter Signale an den tatsächlichen Signalverlauf an verschiedenen Stellen des Verfahrens notwendig ist, um das Gedächtnis der betreffenden Speichermittel "aufzufrischen", ist in Fig. 4 in ihrem funktionellen Ablauf dargestellt. Die wiedergegebenen Blöcke zeigen prinzipiell, wie eine derartige Schaltung verwirklicht werden kann. Der Mittelwertbildner 6 ist in Fig. 4 mit den ihn umgebenden Blöcken gemäß Fig. 1a dargestellt. Die dort wiedergegebene Innenschaltung des Blockes 6 kann aber auch ohne weiteres in einem anderen Mittelwertbildner 15 (siehe Fig. 1a) verwendet werden, der weiter unten näher beschrieben ist.

Die Mittelwertbildung der QRS-Komplexe von fetalem und maternellem EKG erfolgt durch exponentielle Mittelung nach den Formeln:

^{t2] M}n ^{= M}n-1 ⁺ ü ^(En - ^Mn-1>

Darin bedeuten:

M = Mittelwert zur Zeit t
η η

M_n-1 = Mittelwert zur Zeit t_n

E = EKG zur Zeit t
η η

U = Mittelungskonstante

Die Mittelungskonstante bestimmt die Geschwindigkeit der Anpassung des gespeicherten Wertes an den gegenwärtigen Signalverlauf. Die Größe U ist dabei so zu wählen, daß ein optimaler Kompromiß zwischen der Verbesserung des Rauschabstandes und der Zeitkonstanten der Anpassung des EKGs an die aktuelle Wellenform erzielt wird. Für die di gitale Realisierung der Signalmittelung wird für U eine Zweierpotenz gewählt, weil sich hiermit der Algorithmus in besonders einfacher Weise durchführen läßt. Fig. 4

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gibt in schematischer Darstellung eine elektronische Schaltung zur Berechnung des Signalmittelwertes nach Formel [2] wieder. In einem Paralleladdierer 16 wird nach der Methode des 2-er Komplements die Differenz gebildet. In einem weiteren Paralleladdierer 17 erfolgt die Bildung der Summe. Da U den Wert einer Zweierpotenz hat (U = 2 ), kann die Division durch Rechtsschieben der Differenz um η Stellen durchgeführt werden. Die Division wird bei festem U fest verdrahtet durch entsprechende Verbindung der einzelnen Bits zwischen den beiden Addierern. Auf ein Triggersignal vom Maximumdetektor 3 bzw. 3' hin (durch Pfeil angedeutet) wird jeweils die Mittelung durchgeführt. Die gewählte Ausführung ermöglicht bei geringem Aufwand eine hohe Verarbeitungsgeschwindigkeit. Durch die dargestellte Methode der exponentiellen Mittelung läßt sich das Signal/Rauschverhältnis um den Faktor y2U-1' verbessern.

Für eine praktische Ausführung in TTL-Technik kommen für die Paralleladdierer 17 und 18 integrierte Schaltungen vom Typ 7483, für den Inverter der Typ 7404 und für den (EKG-) Speicher 5 und den Mittelwertspeicher 7 je nach Wortlänge die Typen 74 100, 74 199 etc. infrage.

Im folgenden Abschnitt soll die Funktion eines in vorteilhafter Weise mit dem erfindungsgemäßen Verfahren verwendbaren Maximumdetektors näher erläutert werden, wie er bereits an verschiedenen Stellen der Schaltung vorgekommen ist. (In der Fig. 1a erscheinen die Maximumdetektoren 3 bzw. 3¹ und ein weiterer Maximumdetektor 18. Außerdem befindet sich in Fig. 3 der Maximumdetektor 14 innerhalb der Subtraktionseinrichtung 8.) Grundsätzlich ist eine Realisierung in digitaler und analoger Bauweise möglich. Die digitale Ausführung, wie sie beispielsweise dem Maximumdetektor 3 in Fig. 1a entspricht, ist in Fig. 5a wiedergegeben. Bei diesem Detektor erscheint das mit "max" bezeichnete Signal am Ausgang, wenn drei zu unterschiedlichen

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Zeiten gemessene Spannungswerte des Eingangssignals den Wert der Triggerschwelle T 1 überschritten haben. Es wird auf null zurückgesetzt, wenn erneut für drei Meßwerte die Triggerschwelle T 1 unterschritten wurde. Letztere stellt eine veränderbare Größe dar, die an die Amplitude des Eingangssignals der Schaltung angepaßt werden kann. Das betreffende EKG-Signal wird in digitalisierter Form dem Eingang "EKG" eines digitalen Komparators 19 zugeführt und mit dem Wert der Triggerschwelle T 1 verglichen, überschreitet das EKG-Signal diese Triggerschwelle, so erscheint ein Signal am Ausgang ">", während beim Unterschreiten der Triggerschwelle ein Signal am Ausgang "<" abgegeben wird. Diese Signale werden jeweils Und-Gattern 20 und 21 zugeführt, an deren Ausgang der logische L-Pegel anliegt, wenn zusätzlich auch das 1 kHz - Taktsignal T diesen Pegel einnimmt.

Die Flip-Flop-Schaltungen 22 und 23 sowie 24 und 25 bilden zusammen mit Und-Gattern 26 bzw. 27 jeweils einen Zähler bis drei, wobei ein Zurücksetzen erfolgt, wenn der jeweils andere Zähler beim Erreichen von "drei" einen Impuls abgibt. Nur das Signal des die Überschreitungen festhaltenden Zählers (Flip-Flop-Schaltungen 22 und 23) wird dabei dem Ausgang zugeführt.

In Fig. 5b ist ein Maximumdetektor für analogen Betrieb dargestellt, der zwei Operationsverstärker 28 und 29 enthält sowie ein Und-Gatter 30. Das Eingangssignal "EKG" wird den beiden Operationsverstärkern über einen Tiefpaß bzw. über ein Differenzierglied 32 zugeleitet. Der Triggerschwellwert T 1 liegt als Referenzpegel am negativen Eingang des Operationsverstärkers 28 an, während der entsprechende Eingang des Operationsverstärkers 29 auf Massepotential liegt. Der logische L-Pegel erscheint am Ausgang des Und-Gatters 30, wenn das Signal "EKG" für eine hinrei-

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chende Zeitdauer den Amplitudenwert von T 1 überschreitet und eine Steigung von null aufweist. Insgesamt tritt also die gleiche Wirkung ein wie bei dem digital arbeitenden Maximumdetektor: T 1 muß bei mehreren Punkten des zeitlichen Verlaufs des Eingangssignals "EKG" überschritten worden sein, wobei Voraussetzung ist, daß dieses einen Extremwert angenommen hat.

Bei der Schaltung zur Durchführung des Verfahrens gemäß Fig. 1b werden einige der im Vorangehenden beschriebenen Auswertungsfunktionen von einem Mikroprozessor 33 ausgeführt. Die den Blöcken 1 bis 4 entsprechenden Baugruppen sind mit denen der in Fig. 1a dargestellten Schaltung identisch. In der Peripherie des Mikroprozessors 33 sind der Mittelwertspeicher 7 und der Dividierer 9 vorgesehen, die ebenfalls im wesentlichen die selben Funktionen wie in der Schaltung gemäß Fig. 1a übernehmen, aber hinsichtlich der Datenaufbereitung den speziellen, in der Schaltung verwendeten Mikroprozessor angepaßt sind. Am Ausgang des Mikroprozessors 33 erscheint das vom maternellen Anteil befreite fetale Herzsignal.

Die Programmierung des Mikroprozessors 33 erfolgt entsprechend dem in Fig. 2 dargestellten Flußdiagramm, das allgemein eine bevorzugte Ausführung eines das erfindungsgemäße Verfahren enthaltenden Programms wiedergibt, das auch den in anderen Techniken (diskret, TTL, CMOS, etc.) ausgeführten Vorrichtungen zur Durchführung des Verfahrens in dieser oder ähnlicher Form zugrundegelegt werden kann.

Vom Anfangspunkt "Start" 101 geht der Programmablauf über das Rücksetzen aller Zähler und Speicher in Block 102, der gleichzeitig der Einmündungspunkt für eine Programmschleife ist, zum Block 103, bei dem in einer Zykluszeit von 1 ms (entsprechend einer Abtastrate von 1 kHz) ein Spannungswert des abdominal abgeleiteten EKG eingelesen

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wird. In einer Verzweigungsanweisung 104 wird der Wert eines Flag E geprüft. Ist E gleich null, was gleichbedeutend damit ist, daß kein materneller QRS-Komplex erkannt worden und gerade abgehandelt wird, so wird in einer weiteren Verzweigung 105 überprüft, ob das Eingangssignal "EKG" die Triggerschwelle T 1 überschreitet (entsprechend der Funktion des zuvor beschriebenen Maximumdetektors) . Ist T 1 nicht überschritten, so wird in einer Verzweigung 111 geprüft, ob die Größe K 1 (entsprechend der Zahl der erkannten maternellen Komplexe) größer als drei ist. Ist das nicht der Fall, so springt der Programmablauf zurück nach Block 103. Hat der Wert von EKG_max die Triggerschwelle T 1 überschritten, so folgt bei der Verzweigung 105 ein Programmblock 106. Da das Oberschreiten der Triggerschwelle T 1 gleichbedeutend damit ist, daß ein materneller QRS-Komplex erkannt wurde, wird das Flag E gleich eins gesetzt und die Größe K 1 - die Zahl der erkannten maternellen Komplexe - um eins herauf -, also von null auf eins gesetzt. Wenn E gleich eins ist, brauchen die nachfolgenden EKG-Werte die Triggerschwelle T 1 nicht mehr überschreiten, der Programmablauf erfolgt direkt von Block 104 zu einem jetzt folgenden Block 107, in dem die Mittelung des maternellen EKGs, wie bei dem bereits beschriebenen Mittelwertbildner, vorgenommen wird. Die Mittelung erfolgt für jeden abgetasteten EKG-Wert einzeln. Im nächsten Block 108 erfolgt die Subtraktion des gemittelten Wertes EKG von dem aktuellen Meßwert, wobei die Subtraktion mit Amplitudenanpassung, wie anhand Fig. 3 beschrieben, erfolgen kann. In der nachfolgenden Verzweigung 109 wird geprüft, ob bereits für den gesamten zu erwartenden Verlauf eines maternellen QRS-Komplexes die beschriebene Mittelung und Subtraktion erfolgt ist. Zu diesem Zweck wird die Anzahl der Meßwerte gezählt, die eingelesen wurden, seitdem das Flag E von null auf eins gesetzt wurde. Erreicht die Zahl der Meßwerte 256, gilt die Erfassung eines maternellen QRS-Komplexes als abgeschlossen und der Pro-

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grammablauf geht von der Verzweigung 109 zum Block 110, bei dem das Flag E wieder auf null gesetzt wird, so daß zum erneuten Aktivieren des Subtraktionsvorgangs wiederum ein Überschreiten der Triggerschwelle T 1 durch das Eingangssignal notwendig ist.

Die Zahl der Mittelungen des maternellen Komplexes EKG .

die überschritten sein muß, damit zur Befreiung des abdominal abgenommenen Herzsignals von dem maternellen Anteil ein gesicherter Mittelwert des maternellen Komplexes zur Verfügung steht, wird zweckmäßigerweise größer als drei gewählt. Bei dem in Fig. 2 wiedergegebenen Programmablauf ist aus Darstellungsgründen K 1 mit drei angenommen worden. Die Mittelungskonstante für die exponentielle Mittelung von EKG . ist zweckmäßigerweise größer oder gleich acht. Wählt man für U wegen der günstigen Berechnung bei digitaler Signalverarbeitung eine 2-er Potenz, so ist U = 16 ein bevorzugter Wert. Bei der Subtraktion (Block 108) wird jeweils das beim vorhergehenden Zyklus gemittelte Mustersignal zugrundegelegt, damit der aktuelle Abschnitt des Signalverlaufs nicht die Unterdrückung des maternellen Herzsignals beeinflußt, da sonst die Gefahr besteht, daß das gesuchte fetale Herzsignal mit unterdrückt wird. Die Anpassung der Amplitude des Mittelwertes an die Amplitude des Eingangssignals trägt wesentlich zur Verbesserung der Signalauswertung bei, da sich insbesondere zu Beginn der Mittelungsprozedur das Muster und der momentan vorliegende QRS-Komplex in ihrer Amplitude beträchtlich unterscheiden können. Dadurch, daß pro Zyklus jeweils nur ein Meßwert aus dem Signalabschnitt subtrahiert und gemittelt wird, ist eine besonders wirtschaftliche gerätemäßige Realisierung des Verfahrens möglich, da die erforderliche Rechengeschwindigkeit reduziert ist.

Anhand von Fig. 1a soll jetzt der prinzipielle Ablauf der weiteren Signalverarbeitung erläutert werden. Das von dem

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maternellen QRS-Komplex befreite abdominal aufgenommene Herzsignal wird einem Block 34 zugeleitet, bei dem sich die weitere Verarbeitung verzweigt. Einerseits wird es einem Korrelator 35 zugeführt, der in Abhängigkeit vom Ablauf des Verfahrens - wie noch im einzelnen erläutert werden wird - sowohl eine Auto- als auch eine Kreuzkorrelation rechnerisch durchführen kann. Der Mittelwertbildner 15 erzeugt ein Muster des fetalen EKGs in ähnlicher Weise wie der Mittelwertbildner 6 ein Muster des maternellen QRS-Komplexes erzeugt hat. Der errechnete Mittelwert des fetalen EKGs wird in einem Mittelwertspeicher 36 festgehalten. Die darin enthaltenen Werte werden durch den Korrelator 35 zur Bildung der Kreuzkorrelationsfunktion mit dem Eingangssignal verwendet. Der Maximumdetektor 18, welcher mit dem Ausgang des Korrelators 35 verbunden ist, stellt die Maxima der Korrelationsfunktion fest, was gleichbedeutend mit dem Auftreten eines fetalen QRS-Komplexes ist, und triggert damit die Mittelwertbildung des fetalen Elektrokardiogramms im Mittelwertbildner 15. Die Mittelwertbildung selbst erfolgt wieder exponentiell. In der Anlaufphase, wenn der Mittelwert des fetalen EKGs noch nicht herangezogen werden kann, wird durch den Korrelator 35 die Autokorrelationsfunktion gebildet und beim Auftreten eines Maximums der Mittelwertbildner 15 in Funktion gesetzt. Nach Beendigung dieser Anlaufphase, wenn der errechnete Mittelwert dem tatsächlichen fetalen EKG mit hinreichender Genauigkeit als Muster angenähert ist, wird durch den Korrelator 35 die Kreuzkorrelationsfunktion des EKGs mit dem durch Exponentiellermittlung gewonnenen Muster als Referenzsignal gebildet. Aus dem zeitlichen Abstand der Maxima der Auto- und der Kreuzkorrelationsfunktion wird in dem Funktionsblock 37 die fetale Herzfrequenz ermittelt.

Werden geringere Anforderungen an die Zuverlässigkeit des Verfahrens gestellt, so läßt sich die Erkennung des fetalen QRS-Komplexes auch ohne Korrelation durchführen. In diesem

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Fall wird das vorverarbeitete Signal direkt dem Maximumdetektor 18 zugeführt, es besteht also eine direkte Verbin dung zwischen den Blöcken 34 und 18 unter Auslassung der Blöcke 15, 35 und 36.

In Fig. 6 ist ein Blockschaltbild eines Korrelators zur Anwendung in dem erfindungsgemäßen Verfahren wiedergegeben. Das von dem maternellen Anteil befreite Signal EKG_f . gelangt gleichzeitig zu einem Multiplexer 38 und zu einem in TTL-Technik aufgebauten schnellen Multiplizierer 39 zwecks Bildung der Autokorrelationsfunktion. Um auch eine Kreuzkorrelation erzeugen zu können, wird dem anderen Eingang des Multiplexers 38 der Mittelwert des fetalen Herzsignals EKG_f . aus dom Mittelwertspeicher 36 zugeführt. Die Produktbildung erfolgt also alternierend. Das jeweilige Korrelationsintegral selbst wird durch einen auf den Multiplizierer 39 folgenden Addierer 40 errechnet und dem Maximumdetektor 18 in Fig. 1a zugeführt.

Bei der Einrichtung zur Durchführung des Verfahrens, die unter Verwendung von Mikroprozessoren aufgebaut ist gemäß Fig. 1b, erfolgt die Signalverarbeitung entsprechend. Ein Mikroprozessor 41 erhält Eingangssignale aus dem Block 34 und steht mit dem Mittelwertbildner, dem Mittelwertspeicher für EKG,- und dem Korrelator 35 in Verbindung. Diese Einheiten sind selbstverständlich ebenfalls dem verwendeten Mikroprozessor angepaßt. Dieser kann beispielsweise im time-sharing-Verfahren die für die verschiedenen Stufen notwendigen Berechnungen durchführen und dazu Signalwerte abrufen. Aus den zur Verfügung gestellten Daten errechnet er nach einem eingegebenen Programm die fetale Herzfrequenz.

In den Programmblöcken 112 bis 123 gemäß Fig. 2 ist der Ablauf einer Korrelationsanalyse dargestellt, wie er auch für die Verwendung eines Mikroprozessors oder allgemein

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einer elektronischen Datenverarbeitungsanlage geeignet ist. Auf das Vorliegen eines fetalen QRS-Komplexes wird geschlossen, wenn der Wert der Korrelationsfunktion eine Triggerschwelle T 2 überschreitet. Es ist zweckmäßig, wenn diese Triggerschwelle T 2 sich den wechselnden Signalamplituden anpaßt, da nur auf diese Weise eine sichere Erkennung gewährleistet ist. Da die Form und die Amplitude des fetalen Elektrokardiogramms jedoch ä priori nicht bekannt sind, kann ein Amplitudenwert für die Triggerschwelle T 2 nicht von vorn herein angegeben werden. Vor der Durchführung auswertbarer Messungen wird zunächst einmal in dem von dem maternellen Komplex befreiten Signalgemisch nach dem fetalen Komplex für einen bestimmten Zeitraum gesucht und deren Maximian bestimmt. Für diesen Vorgang wird der Zeitraum zwischen drei aufeinanderfolgenden maternellen QRS-Komplexen benutzt. Läßt man nämlich zunächst den Programmablauf zwischen den Punkten A und B im Flußdiagramm gemäß Fig. 2 unbeachtet, so gelangt der Programmablauf von der Verzweigung 111 zu einer Verzweigung 112, wenn die Zahl der ermittelten maternellen Komplexe (K 1) größer als drei ist. In der Verzweigung 112 wird geprüft, ob die Zahl der festgestellten fetalen Komplexe (K 2) größer als sechs ist. Unter der Annahme, daß der Programmablauf sich erst im Anfangsstadium befindet, so daß noch kein fetales Herzsignal ermittelt wurde, folgt eine Berechnung der Autokorrelationsfunktion des vom maternellen Anteil befreiten Signalgemisches in Block 114. Von dieser Autokorrelationsfunktion werden gemäß Verzweigung 115 und Block 116 die Maxima solange bestimmt bis der fünfte maternelle Komplex (K 1 =5) gefunden wurde. Die Autokorrelationsfunktion wird nur für eine Verzögerung nämlich τ=0 aus einem Signalintervall von 200 ms berechnet. Zur Festlegung und Beeinflussung der Triggerschwelle T 2 dient unter anderem der zwischen den Punkten A und B ablaufende Programmteil. Wenn der fünfte maternelle Komplex ermittelt wurde, K 1 also gleich fünf ist, verläuft

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das Programm über eine Verzweigung 124 zu Block 125 und der Amplitudenwert der Triggerschwelle T 2 wird auf den halben Wert des während der Zeit zwischen dem dritten und dem fünften maternellen Komplex aufgetretenen größten Maximums der Autokorrelationsfunktion gesetzt.

Bei der nun folgenden Signalverarbeitung wird immer noch über die Verzweigung 112 und Block 114 die Autokorrelationsfunktion berechnet, da aber die Zahl der maternellen Komplexe inzwischen die Zahl fünf erreicht hat, wird in einer Verzweigung 117 geprüft, ob das Maximum der gebildeten Korrelationsfunktion (KF ,) den Wert der Triggermax

schwelle T 2 - die ja auf die Hälfte des Wertes der zuvor gebildeten Autokorrelationsfunktion festgesetzt war überschreitet. Ist das nicht der Fall, so geht der Programmablauf zu Block 103 zurück. Liegt aber eine Überschreitung vor, so wird in Block 118 zunächst die Triggerschwelle ebenfalls durch exponentielle Mittelung dem Amplitudenverlauf des Signals nachgeführt. T 2 wird dabei so eingestellt, daß es jeweils die Hälfte des Wertes des mittleren Korrelationsmaximums annimmt. Dadurch wird auch hier die Empfindlichkeit des Systems den tatsächlich herrschenden Signalverhältnissen optimal angepaßt. Aus der Korrelationsfunktion werden in einem Block 119 die fetale Herzfrequenz (FHF) und weiterhin auch die maternelle Herzfrequenz (MHF) berechnet. Gemäß Block 120 wird eine exponentielle Mittelung des fetalen Herzsignals durchgeführt und in einem Mittelwertspeicher festgehalten. Dieses Muster dient zur späteren Berechnung der Kreuzkorrelationsfunktion mit dem aktuellen Signal in Block 113. Somit ist ein fetales Herzsignal ermittelt worden und der Wert von K 2, der die Zahl der ermittelten fetalen Komplexe angibt, wird gemäß Block 121 um eins heraufgesetzt.

Nach einer weiteren Anlaufzeit ist das durch Mittelwertbildung errechnete Muster des fetalen Herzsignals genau genug,

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um als Referenzsignal zur Berechnung der Kreuzkorrelationsfunktion des fetalen Elektrokardiogramms zu dienen. Als ausreichend wurde das Auftreten von sieben fetalen QRS-Komplexen angesehen. Ist also K 2 größer als sechs, so erfolgt von der Verzweigung 112 aus der Programmablauf zu Block 113 und es wird fortan die Kreuzkorrelationsfunktion in der beschriebenen Weise ermittelt. Da bei einer gewählten Mittelungskonstanten von U = 16 nach sieben Durchläufen die Amplitude des errechneten Musters des fetalen Herzsignals noch nicht auf seinen Endwert angewachsen ist, nehmen die Maxima der Kreuzkorrelation zunächst einen kleineren Wert an als die der zuvor berechneten Autokorrelationsfunktion. Deshalb ist es vorgesehen, bei dem Übergang von der Berechnung der Autokorrelationsfunktion auf die Kreuzkorrelationsfunktion die Triggerschwelle T 2 auf den halben Wert herabzusetzen. Das wird so vorgenommen, daß für K 2 = " der Programmablauf von einer Verzweigung 122 aus zu einem Block 123 verläuft, wo die erwähnte Herabsetzung der Triggerschwelle T 2 erfolgt.

Nimmt die Amplitude des fetalen Herzsignals während der Analyse so schnell ab, daß die Mittelwertbildung der Triggerschwelle T 2 in Block 148 nicht folgen kann, oder verändert es seine Form, so überschreitet die Amplitude der Korrelationsfunktion nicht mehr die Triggerschwelle T 2. In diesem Fall wird der Wert von T 2 jeweils auf das 0,75-fache seines Wertes zurückgenommen, wenn 900, 1 800 2 700 ms lang kein fetaler QRS-Komplex mehr erkannt wurde. Wurde die Triggerschwelle für 3,6 s nicht überschritten, dann werden alle Parameter und Muster gelöscht und der Algorithmus neu gestartet. Die hierfür erforderliche Darstellung des Programmablaufs ist in den Funktionsblöcken 126 bis 132 zwischen den Punkten A und B in Fig. 2 enthalten. Die Zurücksetzung der Triggerschwelle T 2 auf das 0,75-fache ihres Wertes erfolgt in den Blöcken 127, 129 und 131, nachdem die betreffenden Zeiten ohne Oberschrei-

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tung der Triggerschwelle abgelaufen sind in Abhängigkeit von Verzweigungen 126, 128, 130, denen die betreffenden Zeiten, wie aus Fig. 2 ersichtlich, zugeordnet sind.

Bei der Erkennung der fetalen QRS-Komplexe durch die Bestimmung der Maxima der Korrelationsfunktion sind einige Besonderheiten zu beachten. Durch die Berechnung der KF wird das S/R-Verhältnis des Signals beträchtlich verbessert, ganz können die Störanteile jedoch nicht unterdrückt werden. Da wegen der Schwankungen der Amplitude des fetalen Herzsignals und damit der Korrelationsfunktion die Triggerschwelle T 2 relativ niedrig gehalten^werden muß, können unter dem Einfluß von Störungen miunter Nebenmaxima der KF die Schwelle bereics übersteigen und zu einer Fehltriggerung führen. Um dies zu vermeiden, wird vorteilhafterweise jeweils innerhalb eines Zeitraums von 100 ms nach Auftreten eines Maximums nach einem weiteren, höheren Maximum gesucht. Hierzu wird jeweils nach Erkennung eines Maximums die Triggerschwelle T 2 auf den Wert dieses Maximums gesetzt, bis ein oder mehrere weitere Maxima gefunden wurden. Nach dem Ablauf einer Zeit von 100 ms nach Entdeckung des höchsten Maximums wird T 2 wieder auf seinen normalen Wert zurückgesetzt.

Voraussetzung bei der Mittelwertbildung des fetalen und maternellen EKGs ist, daß die gebildete und gespeicherte Musterfunktion und der aktuelle Signalverlauf bei der punktweisen Abtastung nicht zeitlich gegeneinander versetzt sind. Deshalb werden bei der Mittelung des maternellen Herzsignals ständig Muster und aktuelles Signal nach ihrem Maximalwert abgefragt. Die Mittelung erfolgt nur dann, wenn beide Signale gleichphasig sind, d.h. die Maxima zeitlich übereinstimmen. Die Mittelung des fetalen Herzsignals wird beim Vorliegen eines Maximums von der Korrelationsanalyse getriggert. Während bei Berechnung der Kreuzkorrelationsfunktion die Phasengleichheit sichergestellt ist, kann bei

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Benutzung der Autokorrelationsfunktion eine Phasenverschiebung auftreten. Um in diesem Fall eine Fehltriggerung zu vermeiden, werden während der Analyse mittels Autokorrelation zusätzlich Muster und Signal nach ihren Maximalwerten abgefragt. Zur Mittelung werden dann die beiden Maxima synchronisiert.

Im Vorangehenden wurde das erfindungsgemäße Verfahren und die Vorrichtungen zur Durchführung des Verfahrens am Beispiel der Erkennung von fetalen Herzsignalen in einem abdominal abgeleiteten Signalgemisch von maternellen und fetalen Herzsignalen dargestellt, wobei die maternellen Signale die fetalen hinsichtlich ihrer Amplitude weitaus übertreffen. Das dargestellte Verfahren weist aber auch bei der Erkennung von vielen anderen Arten von überdeckten Signalen, bei denen eine ähnliche Problemstellung zugrundeliegt, wesentliche Vorteile auf. Die Anpassung und Auswahl einzelner vorteilhafter Weiterbildungen des Verfahrens, die sich für die betreffende Problemstellung besonders gut eignen, und insbesondere bei schwankenden Signalamplituden auf die besondere Art und Weise dieser Schwankung angepaßt sein können, bleiben dabei dem Fachmann überlassen. Die jeweiligen besonderen Anwendungsmöglichkeiten und Vorteile ergeben sich aus der vorhergehenden Beschreibung am Beispiel der Erkennung fetaler Herzsignale, da sich die betreffenden Probleme und die daraufhin gefundenen Lösungsmöglichkeiten ohne weiteres verallgemeinern lassen.

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Dabei fällt es beispielsweise auch in den Bereich der
Erfindung, wenn bei einer bevorzugten Ausführungsform
ein Gleichrichter im Signaleingang vorgesehen ist, der ohne Integration in einer üblichen Schaltungsanordnung eine Gleichrichtung des Eingangssignals bewirkt. Diese Lösung ist vorteilhaft, wenn das zu erkennende Eingangssignal keine festgelegte Polarität aufweist. Dabei ergibt sich für die Anwendung bei der Aufnahme des fetomaternellen Elektrokardiogramms der Vorteil, daß die
Elektroden nicht in jedem Anwendungsfall so placiert
sein müssen, daß stets positive oder stets negative R-Zacken zu erwarten sind. Die weitere Signalverarbeitung bleibt dabei unberührt.

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Claims

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Patentansprüche

Verfahren zur Detektion von in Abständen auftretenden, untereinander ähnlichen Signalen in einem Störanteile enthaltenden Signalgemisch, insbesondere zur Entdeckung von QRS-Komplexen fetaler Herzsignale im abdominal abgeleiteten feto-maternellen Elektrokardiogramm, dadurch gekennzeichnet, daß zunächst ein nach einem ersten Kriterium erkanntes Signal in seinem Amplitudenverlauf in einem Speicher (36) festgehalten wird,und dieses Muster zur Identifikation nachfolgender Signale nach einem zweiten Kriterium herangezogen wird, das in dem Maß der Übereinstimmung des jeweils anliegenden Signals mit dem Amplitudenverlauf des festgehaltenen Musters besteht.
2. Verfahren nach Anspruch 1 zur Detektion von untereinander ähnlichen Signalen, die einer zeitabhängigen Variation unterworfen sind, dadurch gekennzeichnet , daß das als Muster festgehaltene Signal in seinem Amplitudenverlauf fortwährend an die aktuelle Signalform angepaßt wird.
3. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet , daß eine verbesserte Anpassung des Amplitudenverlaufs des als Muster festgehaltenen Signals auch an die Form' später nach dem ersten und/oder zweiten Kriterium erkannter Signale durch Mittelung der einander entsprechenden Amplitudenwerte des gespeicherten und des später erkannten Signals und ein anschließendes Einspeichern des gemittelten Amplitudenverlaufs bewirkt wird.

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4. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß vor der Signalerkennung Störanteile aus dem Signalgemisch beseitigt werden.
5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet , daß die Störanteile durch Ausfilterung vorbestimmter Frequenzanteile beseitigt werden.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet , daß ein erstes von in Abständen auftretenden untereinander ähnlichen Störsignalen nach einem ersten Kriterium erkannt, in seinem Amplitudenverlauf in einem Speicher (5) festgehalten und wenn das Auftreten eines weiteren gleichartigen Störsignals im Signalgemisch entdeckt ist, von diesem amplitudenmäßig phasenrichtig subtrahiert wird.
Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet , daß das Auftreten eines weiteren Störsignals nach einem zweiten Kriterium entdeckt wird, das in dem Maß der Übereinstimmung des Signalgemisches mit dem Amplitudenverlauf des im Speicher (5) festgehaltenen Störsignals besteht.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, daß zur Beseitigung von untereinander ähnlichen Störsignalen, die einer zeitabhängigen Variation unterworfen sind, das als Muster festgehaltene Signal in seinem Amplitudenverlauf fortwährend an die aktuelle Signalform des Störsignals ange-

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paßt wird.

Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß eine verbesserte Anpassung des Amplitudenverlaufs des als Muster festgehaltenen Störsignals auch an die Form später nach dem ersten und/oder zweiten Kriterium erkannter Störsignale durch Mittelung der einander entsprechenden Amplitudenwerte des gespeicherten und des später erkannten Störsignals und ein Einspeichern des gemittelten Amplitudenverlaufs bewirkt wird.

10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet , daß erst dann eine Subtraktion des gespeicherten Störsignals und eine nachfolgende Signalerkennung ausgeführt wird, wenn für einen vorbestimmten Zeitraum Mittelungen des Amplitudenverlaufs der Störsignale vorgenommen wurden.

11. Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittelung für einen vorbestimmten Zeitraum mit Signalen, die ausschließlich nach dem ersten Kriterium erkannt wurden, vorgenommen wird, ehe zur Signalerkennung das zweite Kriterium herangezogen wird.

12. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das erste Kriterium darin besteht, daß der Amplitudenverlauf und/ oder die Autokorrelationsfunktion des Signalgemisches einen vorgegebenen Schwellwert überschreitet und/oder ein Maximum bildet.

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13. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das zweite Kriterium darin besteht, daß die Kreuzkorrelationsfunktion, gebildet aus dem Signalgemisch und dem zeitlichen Verlauf des festgehaltenen Musters einen vorgegebenen Schwellwert überschreitet und/oder ein Maximum bildet.

14. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Amplituden von im Speicher festgehaltenen Signalen bei der Prüfung auf Obereinstimmung oder bei der Subtraktion an die Amplitudenwerte des Signalgemisches angepaßt werden.

15. Verfahren nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet , daß bei der Anpassung die Maximalwerte der Amplituden aneinander angeglichen werden.

16. Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 15, dadurch gekennzeichnet , daß ein Maximum eines Amplitudenverlaufs angenommen wird, wenn eine vorgegebene Anzahl von Amplitudenwerten einen vorgegebenen Schwellwert überschreitet und ein Extremwert festgestellt wurde.

17. Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 16, dadurch gekennzeichnet , daß der vorgegebene Schwellwert entsprechend der mittleren Amplitude des Signalgemisches verändert wird.

18. Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 17, dadurch gekennzoi chnet , daß der vorgegebene Schwellwert entsprechend der Amplitude der in dem Speicher festge-

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haltenen Signale verändert wird.

19. Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 18, dadurch gekennzeichnet, daß der vorgegebene Schwellwert entsprechend der Amplitude der ermittelten Korrelationsfunktion verändert wird.

20. Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 19, dadurch gekennzeichnet, daß der vorgegebene Schwellwert in seiner Amplitude vermindert wird,
wenn für einen bestimmten Zeitraum eine Überschreitung
des Schwellwertes nicht festgestellt wird.

21. Verfahren nach einem der Ansprüche 13 bis 20, dadurch gekennzeichnet, daß der vorgegebene Schwellwert in seiner Amplitude neu angepaßt wird, wenn nach einer Auswertung der Autokorrelationsfunktion
als erstes Kriterium auf eine Auswertung der Kreuzkorrelationsfunktion als zweites Kriterium übergegangen wird.

22. Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 21, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittelung exponentiell durchgeführt wird.

23. Verfahren nach Anspruch 22, dadurch g e k e η η zeichne t , daß die Mittlungskonstante eine ganzzahlige Potenz von zwei ist.

24. Verfahren nach Anspruch 2.1, d α d u r c h cj e k c η η -

8 ü U :■ <. J / 0 0 β 8

zeichnet , daß die Mittelungskonstante sechzehn ist.

25. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Signalauswertung für einzelne Amplitudenwerte des jeweiligen Signalverlaufs getrennt und durch wiederholte Vornahme der jeweiligen Berechnung vorgenommen wird.

26. Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 25, dadurch gekennzeichnet , daß eine Mittelung des Mustersignals und des erkannten Signals dann vorgenommen wird, wenn ihre Amplitudenmaxima zu gleichen Zeiten auftreten.

27. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche zur Entdeckung von QRS-Komplexen fetaler Herzsignale im abdominal abgeleiteten feto-maternellen Elektrokardiogramm, dadurch gekennzeichnet, daß die fetale Herzfrequenz aus dem zeitlichen Abstand der Maxima der errechneten Korrelationsfunktion ermittelt wird.

28. Verfahren nach einem der Ansprüche 11 bis 27, dadurch gekennzeichnet , daß der vorbestimmte Zeitraum durch das Auftreten einer Anzahl materneller QRS-KompLexe festgelegt wird.

29. Verfahren nach einem der Ansprüche 1] bis 28, dadurch g e k e η η ζ e i c h η e t , daß der vorbestimmte Zeitraum durch das Auftreten einer Anzahl, fetaler üUS-Komplexe

3/0088

festgelegt wird.

30. Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet , daß zur Auswertung und Berechnung der Ainplitudenwerte ein Mikroprozessor vorgesehen ist.

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