DE3144659A1

DE3144659A1 - Einrichtung zur auswertung von ekg-signalen

Info

Publication number: DE3144659A1
Application number: DE19813144659
Authority: DE
Inventors: Dror Ramat Hasharon Sadeh
Original assignee: Ramot at Tel Aviv University Ltd
Current assignee: Ramot at Tel Aviv University Ltd
Priority date: 1980-11-12
Filing date: 1981-11-10
Publication date: 1982-08-12
Also published as: IL61465A0; GB2087568A; IL61465A; US4732158A; GB2087568B

Description

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EINRICHTUNG ZUR AUSVJERTUNG VON EKG-SIGNALEN

"] Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Einrichtung zur ■"'}■ Auswertung von Elektrokardiogramni-(EKG) -Signalen, und soll

eine Hilfe bieten bei der Untersuchung und der Diagnose von ^; abnormalen Herzaktivitäten.

EKG-Signale sind elektrische Potential-Kurven bzw. -Wellen, die durch die Kontraktion der verschiedenen Herzkammern erzeugt I werden. Sie sind ein wichtiges Hilfmittel bei der Untersuchung i und der Diagnose von abnormalen Her zaktivitften. Ein typisches ', EKG-Signal, das mittels auf die Haut des Patienten aufgebrachten j

- Elektroden erhalten werden kann, umfasst sogenannte P,Q,R,S und T-Wellerv, welche mittels bekannter Einrichtungen leicht voneinander unterschieden werden können. In bekannter Weise

'I werden diese EKG-Signale auf einem Papierdiagramm in einem j Frequenzbereich von 0 bis 50 Hz aufgezeichnet; dieser

Frequenzbereich ist im allgemeinen ausreichend,um die einzelnen, oben genannten V/ellenarten voneinander zu unterscheiden, da die Schlagfrequenz des Herzens ungefähr 1 Hz beträgt, wobei die "' Anstiegszeit dieser Wellen in der Grössenordnung von 0,1 see. liegt.

ι Die vorliegende Erfindung basiert auf der physiologischen ^j Erkenntnis, dass Patienten, die Infarkt-verdächtig sind oder an anderen Herzkrankheiten leiden, sehr kleine und gleichzeitig

- schnelle Aenderungen in der gemessenen EKG-Wellenform zeigen.

: Wenn der Herzinfarkt oder ein Defekt des Herzmuskels schon sehr ernst ist, kann dies ohne Mühe mittels herkömmlicher Vorrichtungen durch das EKG erkannt werden. Andererseits, wenn nur erste Anzeichen eines Infarktes existieren, sind im

^: EKG-Signal und damit im elektrischen Signalfluss des Herzens nur kleinste Aenderungen gegenüber dem Normalzustand vorhanden,

I welche sehr schnelle und kleine Impulse erzeugen, die von bisher verwendetetn Messvorrichtung^! nicht ausgewertet Würden können.

Die vorliegende Erfindung hat sich zur Aufgabe gestellt, eine

neuartige Vorrichtung ?.ur Auswertung und zur Diagnose von EKG-Signalen zu schaffen, mit welcher auch solche kleinste Aenderungen, d.h. Wellenformen kleiner Amplitude und hoher Frequenz, zu beobachten sind, die als Anzeichen eines Infarktes oder anderer Herzstürungen zu werten sind.

Zusammenfassend lässt sich der Kern der Erfindung wie folgt schildern:

Die kleinen, schnellen Aenderungen in den EKG-Signalwellen werden ausgewertet, indem das EKG-Signal zuerst durch ein relativ hochfrequentes Bandpassfilter geführt wird, um niederfrequente Anteile zu entfernen, nämlich die P₁Q,R₁S und T-VJellen. Anschliessend werden aufeinanderfolgende, so gemessene Wellenzüge einander gegenüber gestellt. Diese Gegenüberstellung erfolgt, um die exakte Phasenlage einer jeden EKG-Signalwelle zu bestimmen, sodass eine Vielzahl einzelner Wellenzüge addiert werden kann. Durch diese Addition erfolgt eine kohärente Addition der kleinen Signalanteile, die auf eine infarktbedingte oder sonstige Störung der Herztätigkeit hinweisen, während Stürsignale durch diese statistische Addition nicht aufaddiert werden, sondern auf einem niedrigeren Pegel bleiben. In der Anzahl der so gemessenen und summierten Sigale besteht keine Beschränkung; das Verfahren kann so lange fortgeführt werden, bis Klarheit über die Existenz von eventuellen Störsignalen herrscht. Eei Versuchen wurde gefunden, dass cirka 100 EKG-Signalwel'lenzüge im allgemeinen ausreichen, um die kleinen schnellen, auf einen Defekt hinweisenden Störimpulse soweit aufzusummieren, dass sie sich genügend von den elektronischen und physiologischen Störsignalen abheben.

Im Einzelnen erfolgt die Auswertung eines von einem Patienten gewonnen EKG-Signales auf folgende Art und Weise: Das erhaltene Signal wird gefiltert sodass am Ausgang des Filters eine Signalbandbreite von 25 bis 300 Hz resultiert, und dieses Signal wird in einen ersten Speicher abgelegt. Jedes darauffolgende EKG-Signal wird in entsprechender Weise gefiltert und in einen zweiten Speicher abgelegt. Jedes dieser folgenden Signale wird mit dem im ersten Speicher abgelegten Signal

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verglichen, und es wird bestimmt, ob ein über einen bestimmten Wert hinausgehender Abweichungrjkoif iz ient vorliegt. Wenn diese Bedingung erfüllt ist, wird das erhaltene signal zu dem im ersten Speicher vorliegenden Signal kohärent addiert und das resultierende Signal als neues Referenzsignal im ersten Speicher abgelegt. Dieses Vorgehen wird während einer wählbaren Anzahl von Messzyklen durchgeführt, wobei das im ersten Speicher enthaltene Signal kontiunierlich zur Anzeige gebracht wird.

Es hat sich als vorteilhaft herausgestellt, wenn die empfangenen EKG-Signale zuerst digitalisiert und dann einer schnellen Fourier-Transformation unterworfen werden, bevor sie durch das Filter geleitet v/erden. Anschliessend durchlaufen die Signale eine inverse, schnelle Fourier-Transformation und werden dann im Speicher abgelegt.

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, eine Vorrichtung zur Verwirklichung dieser Auswertemethode zu schaffen; dies wird mit einer Vorrichtung gelöst, wie sie in den Ansprüchen definiert ist.

Die erfindungsgemässe Vorrichtung erlaubt es somit, sehr kleine und schnelle Impulse in EKG-Signale sichtbar zu machen, die mit den bisher bekannten Vorrichtungen nicht erkannt werden konnten. Bei Versuchen hat es sich herausgestellt, dass Impulse erkennbar sind, deren Amplitude weniger als ein fünftel der Amplitude des elektronischen Störgeräussches der verwendeten Einrichtung beträgt; solche Impulse werden in konventionellen Einrichtungen vollständig maskiert. Ein weiterer Vorteil der erfindungsgemassen Vorrichtung ist darin zu sehen, dass auch schnelle Impulse, z.B. deren Frequenz über 50 Hz liegt, zur Anzeige gebracht werden können, während bei konventionellen Vorrichtungen solche Impulse nicht mehr sichtbar sind, da diese bei ca. 50 Hz abschneiden. Es hat sich auch gezeigt, dass das sogenannte HIS-Bündel zur Anzeige gebracht werden kann, wenn ein Bandpass mit einer Frequenz von 40 bis 200 Hz verwendet wird. Erste Infarktarizeichen können fe;;tp,eüU:l ] t wurden, wenn die Frequenz des Bandpasses im Bereich von 80 bis 200 Hz liegt.

Eine Aktivität der Spätpotentiale lässt sich durch die Wahl der Bandpassfrequenz im Bereich von 25 bis 100 Hz erkennen.

Im folgenden wird ein Ausführungsbeispiel der erfindungsgemässen Vorrichtung, mit Bezug auf die beiliegenden Zeichnungen näher beschrieben. Es zeigen:

Fi^ur 1 Fin Blockd iagramru einer bevorzugten Ausführungsform

der erfindungsgemässen Vorrichtung," Figur 2 ein Flussdiagramm zur Erläuterung der Arbeitsweise

der in Figur 1 dargestellten Vorrichtung und Figur 3 die von der Vorrichtung gelieferte Anzeige, wobei ein erster Kurvenzug A das gemessene EKG-Signal und ein zweiter Kurvenzug D das gemäss der Erfindung ausgewertete EKG-Signal darstellen.

Pie .'u-tioriinLi :u;h in Fij'.ur 1 f.czoi i'.to Vorrichtung· umfasst generell mit 2 bezeichnete llautolektoden, die in bekannter Weise an den üblichen Stellen des Patienten auf dessen Haut aufgebracht werden, um diejenigen elektrischen Potentiale aufzunehmen, die durch die Kontraktion der Herzkammern entstehen und aus denen das EKG-Signal abgeleitet wird. Mit 4 ist dabei der üblicherweise verwendete Verstärker bezeichnet, der zur Verstärkung der von den Elektroden gelieferten Signale dient.

Die Vorrichtung umfasst ferner einen Digitalisierer 6, der die empfangenen EKG-Signale digitalisiert, sowie eine PQRo-Auswerteeinheit 8, welche die zu den PQRS-Wellen zugehörigen Daten herauszieht und diese so ordnet, dass sie Segmentmässig zentriert sind. Die digitalisierten und segmentierten Daten werden nun einer Schaltung 10 zugeführt, die eine schnelle Fourier-Transformation durchführt" und dadurch die digitalisierten Daten von einem Zeitmasstab in einen Frequenzmasstab überträgt; dadurch zeigt sich jedes periodische Signal als Signalspitze am Ausgang der Schaltung 10. Von dieser Schaltung TO gelangen die EKG-Signale zu einem ßandpassfilter 12,dessen Bandbreite je nach Wunsch eingestellt werden kann.

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Die Einstellung der Bandbreite des Filters 12 erfolßt in Abhängigkeit derjenigen Signale, die r;peziel L untersucht werden sollen, wie im folgenden noch naher erläutert werden wird. Das gefilterte Signal gelangt weiter zu einer FFT-Einheit 14, die eine inverse, schnelle Fourier-Transformation durchführt, und dabei das gefilterte Signal vorn Frequenzmasstab in den Zeitmasstab zurück überträgt.

Der Ausgang der FFT-Einheit 1²I kann einerseits einer ersten Speichereinheit 20, im folgenden Ei-Speicher, oder einer zweiten Speichereinheit 22, im folgenden I-Speicher, zugeführt werden; dies unter Kontrolle einer Schaltung 18, welche eine Steuereinheit 16 mit entsprechenden Befehlen versorgt. Beide Speicher können 1024-bit Register sein, sodass bis zu 1024 Proben des digitalisierten und gefilterten EKG-Signals gespeichert werden können. Wie im folgenden noch näher erläutert werden wird, dient der B-Speicher 20 dazu, zunächst einmal den ersten EKG-Signalwellenzug zu speichern, während der I-Speicher 22 zur vorübergehenden Speicherung uer nachfolgenden EKG-Wellenzüge vorgesehen ist. Die Inhalte der beiden Speicher werden in einer Vergleichschaltung 24 miteinander verglichen, um die Aehnlichkeit der EKG-Signalwellenzüge zu bestimmen. Ausserdem wird hier die Phasenlage dieser beiden Wellenzüge wieder festgestellt. Der Vergleichsfaktor zwischen den beiden untersuchten Wellenzügen wird in einer Detektorschaltung 26 bestimmt, und dieser Faktor wird in einem Komparator 28 mit einem vorbestimmten Maximalwert verglichen, um das Hass der Abweichung der beiden Wellenzüge voneinander zu bestimmen. Der maximale Abweichungskoifizient, der durch die Bezeichnung Z festgehalten werden soll, kann vorgewählt und manuell der Komparator schaltung 28 eingegeben werden. Wenn der gemessene Abweichungskoeffizient diesen voreingestellten Wert überschreitet, wird das Signal, das im I-Speicher 22 enthalten ist_s in einer Schaltung 30 zu dem im B-Speicher 20 enthaltenen ersten Signal kohärent addiert, wobei das so erhaltene Signal nun als neuer Speicherinhalt des Ε-Speichers, anstelle des ursprünglichen Inhaltes, erscheint.

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Aus den vorstehenden Ausführungen kann entnommen werden, dass der Inhalt des B-Speichers 20 kontinuierlich auf den neusten Stand gebracht wird, nämlich immer dann, wenn ein nachfolgendes EKG-Signal mit dem Speicherinhalt des B-Speichers verglichen worden ist und es sich herausgestellt hat, dass der Vergleichskoeffizient den vorgewählten Viert Z überschritten hat. Der Wert von Z wird vorzugsweise mindestens zu 80%, besser aber zu 907, gewählt.

Nachdem eine vorgewählte Anzahl ( z.B. 100 oder mehr ) von aufeinanderfolgenden EKG-Signalwellenzügen auf die beschriebene Art und V/eise ausgewertet worden sind, - die Anzahl wird durch einen Zähler 32 bestimmt -, wird das aufsummierte Signal durch eine Anzeigeeinheit 34 "dargestellt.

Die Betriebsweise der vorstehend beschriebenen Vorrichtung wird nun anhand des in Figur ? dargestellten Flussdiagramms näher erläutert.

Der crate EKG-Signalwuilenzug wird wie oben beschrieben gefiltert, d.h. er wird in der Einheit ¹I digiatlisiert, das PQRS-Segment herausgezogen und durch den Detektor 8 zentriert und der digitalisierte Wellenzug wird in der Einheit FFT 10 einer schnellen Fourier-Transformation unterzogen, um ihn vom Zeitmasstab in einen Frequenzmasstab zu überführen. Anschliessend erfolgt im Filter 12 die selektive Filterung, sodass nur noch ein vorgewähltes Frequenzband der Vieiterverarbeitung zugeführt wird. Nun wird das Signal vom Frequenzmasstab in den Zeitmasstab zurückgeführt und endlich in den B-Speicher 20 abgelegt.

Der nächste EKG-Wellenzug wird nun in entsprechender V/eise verarbeitet und dann im I-Speicher 22 abgelegt. Der Wert im I-Speicher 22 wird mittels der Schaltung 24 mit dem Inhalt des B-Speichers 20 verglichen, wobei im Detektor 26 der Vergleichskoeffizient bestimmt wird. Dieser wird anschliessend, mittels des Komparators 28, mit dem voreingestellten Wert Z verglichen.

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Vi en η der festgestellte Vergleichskoeffizient den vorgewählten Viert Z (z.B. " 90?) überschreitet, wird der im I-Speicher 22 enthaltene Wert zu dem im B-Speicher 20 enthaltenen Wert kohärent addiert und das Resultat dieser Addition wird als neuer Referenzwert in den B-Speicher 20 abgelegt; der vorher dort vorhandene Speicherinhalt wird gelöscht.

Wenn andererseits der festgestellte Vergleichskoeffizient niedriger ist als der voreingestellte Wert Z, wird mittels des Zählers 32 eine Entscheidung getroffen, ob die vorgewählte Anzahl von zu untersuchenden Wellenzügen (z.B. 100) schon erreicht ist. Wenn nicht wird die nächstfolgende EKG-Welle in der beschriebenen Art verarbeitet, bevor sie im I-Speicher 22 abgelegt wird, dann wird der Vergleichsfaktor ermittelt und dieser mit dem voreingestellten Wert Z verglichen. Auf Grund des Vergleichsresultates wird entschieden, ob die neue .EKG-Welle der nun im Speicher 20 enthaltenen Welle aufaddiert werden soll oder nicht.

Wenn die vorgewählte Anzahl der Aufaddierungen (z.B. 100) erreicht ist, wird das im B-Speicher 20 enthaltene Signal durch die Anzeigeeinheit 3^ als Kurve B unter dem ursprünglichen EKG-Signalwellenzug (Kurve A) dargestellt.

In Fig.3 ist zu sehen, wie diese beiden Signale auf der Anzeigeeinheit 34 dargestellt werden. Es muss betont werden, dass die Kurve A, die das eigentliche EKG-Signal darstellt, in einer idealisierten Form gezeichnet ist, und dass die gezeigte Kurve B eine theoretische Darstellung ist, die verschiedene Störungen in der Herzfunktion erkennen lässt.

Insbesondere kann aus der das aufbereitete Signal darstellenden Kurve B ersehen werden, dass ein kleiner, schneller Impuls H zwischen den P- und Q-Wellen vorhanden ist. Ein weiterer kleiner, schneller Impuls I befindet sich zwischen der Q- und der R-Welle, während ein dritter kleiner, schneller Impuls LP zwischen der S- und der T-Welle zu erkennen ist..Der H-Impuls repräsentiert das HIS-Bündel, der Η-Impuls lässt auf einen kleinen Infarkt schliessen, und der LP-Impuls deutet auf eine

Aktivität dor Cpätpotentiale hin. Keiner dieser drei Impulse hJitte mit konventionellen Mitteln erkannt werden können, da sie infolge ihrer kleinen Amplitude durch das Grundrauschen der bekannten F.KG-Messgeröte maskiert worden wären und da sie auf Grund ihrer hohen Frequenz, von konventionellen Messgeräten gar nicht verarbeitet worden wären.

Ui'j weiter aus der Fip, .3 zu entnehmen ist, sind die P, Q, R, S und T-Si^nalwel]en in der aufbereiteten Darstellung (Kurve D) nicht mehr zu sehen; deshalb wird auch die ursprüngliche Signal-VJi-I I enTorrn al:: Kurve Λ y,l e i czhx.oil.ii·, dargestellt, um die relative !Mn:;«.·!! 1 .ii'.r <\^·ι· ι.τιΐι i LU-L i.on H-, I- und Ll'-Impul :;e erkennen zu 1; ("nneπ.

viie schon vorher erwähnt kann die Durchlass-Bandbreite des Filters 12 vorgewählt werden, je nachdem, Vielehe abnormalen Funktionen in besonderen untersucht w-erden sollen. Im allgemeinen besitzt das Filter vorteilhaft eine Durchlass-Bandbreite ir,. Bereich von ca. 25 - 300 Hz. Andererseits wurde aber entdeckt, wenn man die Resultate nach dem hier vorliegenden erfindunfsßemässen Verfahren mit denjenigen vergleicht, die unter Verwendung eines Katheters zur Ermittlung der EKG-Signale gewonnen wurden, cass das HIS-Bündel am besten analysiert werden kann, wenn man eine Bandbreite von 40 - 200 Hz anwendet. Kleine I::farkte lassen sich au besten bei einer Bandbreite von 80 - Wz erkennen, und die LP-Impulse sind am deutlichsten bei einer Landbreite von 25 - 100 Hz wahrnehmen.

Es versteht sich von selbst, dass die vorstehend beschriebene Vorrichtung im Rahmen der vorliegenden Erfindung zahlreichen Modifikationen unterworfen werden kann.

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Leerseite

Claims

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PATE N TA KSPRUECHE

1J Einrichtung zur Auswertung von EKG-Signalen, gekennzeichnet durch:

- Abtasteinheiten zur Abtastung von aufeinanderfolgenden EKG-Signalwellenzügen ;

- Filtereinheiten zur Filterung der abgetasteten EKG-Signalwellenzüge zwecks Begrenzung des Frequenzbandes auf einen
Bereich von 25 - 300 Hz;

- Erste und zweite Speichereinheiten;

- Mittel zur Abspeicherung des ersten, abgetasteten und gefilterten EKG-Wellenzuges in der ersten Speichereinheit und zur Abspeicherung eines jeden folgenden, gefilterten EKG-Signals in der zweiten Speichereinheit;

- Vergleichseinheiten zur Ermittlung der gegenseitigen Wechselbeziehung zwischen jedem Signalwellenzug, der in der zweiten Speichereinheit gespeichert ist, und dem Signalwellenzug, der in der ersten Speichereinheit gespeichert ist, und zur Ermittlung, ob ein festgestellter Vergleichskoeffizient einen
vorgegebenen Wert tiberschreitet;

- Summiereinheiten zur kohärenten Addition eines jeden der auf den ersten folgenden Signal-wellenzüge zum im ersten Speicher enthaltenen Signalwellenzug, falls der genannte Vergleichskoeffizient den vorgewählten Viert überschreitet, und' zur Abspeicherung dieses Additionssignales im ersten Speicher anstelle des zuvor enthaltenen Signals; und

- Anzeigeeinheiten zur Darstellung des im ersten Speicher enthaltenen summierten Signals.

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2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass eine Digitalisieranordnung vorgesehen ist, die einen jeden der Signalwellenzüge digitalisiert, bevor er gefiltert wird.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass ferner

τ- erste Uebertragungseinheiten zur Durchführung einer schnellen Fourier-Transformation der EKG-Signale von einem Zeitmasstab in einen Frequenzmasstab vor der Filterung der Signale, und

- zweite Uebertragungseinheiten zur Durchführung einer inversen Fourier-Transformation der EKG-Signale von einem Frequenz-Masstab in einen Zeitmasstab nach der Filterung, aber vor der Abspeicherung

vorgesehen sind.
4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1-3, dadurch gekennzeichnet, dass die genannten Abtasteinheiten nur das PQRS-Segment jeder EKG-Signalwelle abtasten.
5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1-4, dadurch gekennzeichnet, dass die genannte Summierschaltung eine kohärente Addition zwischen jedem ermittelten EKG-Signal, dessen Vergleichskoeffizient den Viert von 80% überschreitet, und dem im ersten Speicher enthaltenen Signal durchführt.
6. -Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1-5, dadurch gekennzeichnet, dass die Filtereinheit eine Durchlassbandbreite von ifO - 200 Hz besitzt, um insbesondere das HIS-Bündel zu ermitteln.
7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1-6, dadurch gekennzeich net, dass die Filtereinheit eine Durchlassbandbreite von 80-200 Hz besitzt, um insbesondere kleine Infarkte zu ermitteln.
8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1-6, dadurch gekennzeichnet, dass die Filtereinheit eine Durchlassbandbreite von 25 - 100 Hz besitzt, um insbesondere Aktivitäten der Spätpotentiale zu ermitteln.