DE19637876A1

DE19637876A1 - EKG-Schrittpuls-Erfassung und -Verarbeitung

Info

Publication number: DE19637876A1
Application number: DE19637876A
Authority: DE
Inventors: Earl C Herleikson
Original assignee: Hewlett Packard Co
Current assignee: Agilent Technologies Inc
Priority date: 1995-10-16
Filing date: 1996-09-17
Publication date: 1997-04-17
Anticipated expiration: 2016-09-18
Also published as: GB2306661A; US5682902A; GB9616527D0; JP3982856B2; GB2306661B; JPH09164122A; DE19637876B4

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Verarbeitung von Elektrokardiogramm-Signalen (EKG-Signalen), besonders in den Fällen, in denen das EKG-Signal Artefakte von einem Herzschrittmacher aufweist.

Werkzeuge zum Messen und Verarbeiten von EKG-Signalen lie fern wertvolle Informationen für den Gesundheitsfürsorge-Be rufsstand. Die Pumpfunktion des Herzens wird durch die elek trochemische Aktivität im Herz gesteuert. Diese elektroche mische Aktivität kann als elektrische Signale an Elektroden erfaßt werden (die üblicherweise auf der Oberfläche des Kör pers plaziert werden, wobei die Elektroden jedoch auch inva siv sein können). Diese Signale sind als Elektrokardiogramm oder EKG-Signale bekannt. Die Analyse der EKG-Signale kann viele Aspekte des Herzzustands anzeigen (beispielsweise Stö rungen der elektrischen Aktivierung des Herzens oder eine Vergrößerung der Herzkammern), die die Fähigkeit des Her zens, Blut durch den Körper zu pumpen, negativ beeinflussen können.

Bei einigen Patienten, beispielsweise solchen mit schwerwie genden Rhythmusstörungen, werden elektrische Geräte verwen det, um die Herzkontraktion zu stimulieren. Die elektrische Wirkung dieser künstlichen "Schrittmacher" zeigt sich in dem EKG-Signal als ein Artefakt, das als ein Schrittpuls bekannt ist. Schrittpulse weisen typischerweise eine kurze Dauer (0,1-2,5 Millisekunden) auf, besitzen einen Hochfrequenz gehalt und weisen ein geringes Tastverhältnis auf (im allge meinen weniger als 2 Pulse alle 240 Millisekunden, wie es für eine Doppelkammer-Schrittgebung bei 250 bpm (bpm = beats per minute = Schläge pro Minute) verwendet wird).

Es ist erwünscht, Schrittpulse in EKG-Signalen zu identifi zieren. Ein Grund zum Identifizieren ist, damit dieselben aus dem EKG-Signal beseitigt werden können. EKG-Signale wei sen eine kleine Amplitude auf und leiden häufig unter einer Störung von vielen Quellen (beispielsweise Versorgungslei tungen, anderen elektrischen Geräten, einer elektrischen Ak tivität in anderen Muskeln als dem Herzen). Bei einem Ver such, den Teil des Signals, der die Herzaktivität anzeigt, zu separieren, werden EKG-Signale einer Filterung unterwor fen. Wenn ein Schrittpuls der Tiefpaßfilterung, die typi scherweise auf ein EKG-Signal angewendet wird (wie es häufig beim Reduzieren von Muskelartefakten nützlich ist) unterwor fen wird, und der Schrittpuls nicht beseitigt wird, kann der Schrittpuls signifikant verbreitert werden. Wenn ein Schrittpuls einer Hochpaßfilterung unterworfen wird (wie sie häufig beim Reduzieren einer Basislinienwanderung verwendet wird), kann ein Schwanz an dem Schrittpuls erzeugt werden. Diese transformierten Schrittpulse können die Zuverlässig keit der nachfolgenden EKG-Analyse reduzieren, beispielswei se indem dieselben fälschlicherweise als ein QRS-Komplex er kannt werden (dem Abschnitt des EKG-Signalverlaufs, der der Kontraktion der Herzventrikel zugeordnet ist). Die Schritt pulserfassung kann verwendet werden, um die Unterscheidung zwischen QRS-Komplexen und Schrittpulsschwänzen zu unter stützen, wie in dem U.S.-Patent 5,033,473 beschrieben ist. Das U.S.-Patent 4,838,278 beschreibt andere Möglichkeiten, auf die die Informationen von einem Schrittpulsdetektor bei der EKG-Verarbeitung verwendet werden können.

Viele Techniken wurden verwendet, um Schrittpulse zu erfas sen, beispielsweise die folgenden. Das U.S.-Patent 4,574,813 beschreibt einen Lösungsansatz unter Verwendung einer analo gen Spezialschaltung, um Schrittpulse zu erfassen und zu er setzen. Das U.S.-Patent 4,664,116 beschreibt einen Lösungs ansatz, der ein Hochpaß-gefiltertes EKG-Signal mit einer va riablen Schwelle vergleicht. Das U.S.-Patent 4,832,041 be schreibt einen Lösungsansatz, der eine Kombination eines Schrittpulsdetektors, der auf einer analogen Spezialschal tung basiert, mit einem Software-implementierten Schritt puls-Erfassungsalgorithmus verwendet; der Algorithmus wertet die EKG-Neigung aus und vergleicht dieselben mit einer Nei gungsschwelle, die auf erfaßten QRS-Komplexen basiert.

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Vorrichtung zum Erfassen von Schrittpulsen in einem EKG-Si gnal, einen Computer-lesbaren Speicher, der zur Analyse ei nes EKG-Signals konfiguriert ist, sowie eine Patientenüber wachungsvorrichtung zu schaffen, die eine verbesserte Analy se von EKG-Signalen, die künstliche Schrittpulse enthalten, ermöglichen.

Diese Aufgabe wird durch eine Vorrichtung zum Erfassen von Schrittpulsen gemäß Anspruch 1, einen Computer-lesbaren Speicher gemäß Anspruch 2 und eine Patientenüberwachungs vorrichtung gemäß Anspruch 3 gelöst.

Der vorliegenden Erfindung liegt ferner die Aufgabe zugrun de, ein Verfahren zum Analysieren eines EKG-Signals zu schaffen, um Artefakte in dem EKG-Signal, die eine Folge ei ner Herzschrittgebung sind, zu identifizieren.

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren zum Analysieren eines EKG-Signals gemäß Anspruch 10 gelöst.

Gemäß der vorliegenden Erfindung wird das EKG-Signal eines Patienten gemessen und in eine digitale Form umgewandelt. Die Digitalisierungsrate, die höher als eine typischerweise für eine EKG-Analyse verwendete ist, ist hoch genug, um die meisten Schrittpulse darzustellen. Aus diesem digitalisier ten EKG-Signal, wird ein Signal abgeleitet, das eine Bewer tung der Neigung des EKG-Signals ist. Eine Neigungsschwelle wird berechnet und basierend auf der jüngeren vergangenen Zeit (im allgemeinen kürzer als die erwartete Zeit zwischen Schrittpulsen, die erfaßt werden sollen) des EKG-Neigungssi gnals wiederholt aktualisiert; somit stellt sich die Schwel le schnell auf Änderungen in der EKG-Rauschumgebung ein. Ein Schrittpuls wird identifiziert, wenn die Größe des Neigungs signals die Schwelle an zwei Punkten, die innerhalb etwa 3 Millisekunden voneinander liegen, überschreitet, und die Neigung an diesen zwei Punkten eine entgegengesetzte Polari tät aufweist.

Nach der Erfassung wird ein Schrittpuls vor einer bestimmten EKG-Filterung beseitigt und nach einer solchen Filterung wieder eingefügt. Als eine Alternative zu der Wiedereinfü gung können Parameter, die aus dem Schrittpuls gemessen wer den, zusammen mit den EKG-Daten übertragen werden. Diese Techniken zum Handhaben von Schrittpulsen ermöglichen, daß das EKG unter Verwendung einer relativ geringen Datenmenge oder Bandbreite übertragen, gespeichert und verarbeitet wird, während noch genaue Schrittpulsinformationen geliefert werden; ferner liefert die Schrittpuls-Wiedereinfügungsal ternative eine besonders genaue Schrittpulsdarstellung.

Eine Herausforderung, die Schrittpulsdetektoren aufweisen, besteht darin, das Auslösen einer schmalen R-Welle (der Puls in der Mitte des QRS-Komplexes) zu vermeiden. Die Kombina tion der vorliegenden Erfindung der Erfassung von zwei Nei gungen und der schnellen Schwellenanpassung hat eine beson ders hohe Zurückweisung von schmalen R-Wellen zur Folge. Ob wohl eine schmale R-Welle eine sehr steile Neigung aufweisen kann, wird die R-Welle im allgemeinen breit genug sein, der art, daß zu der Zeit, zu der ihre zweite Flanke erfaßt wer den würde, ein Anfangsabschnitt der R-Welle in der Neigungs schwellenerfassung beinhaltet gewesen wäre; dies erhöht vor aussichtlich die Neigungsschwelle derart, daß die zweite Flanke die Schwelle nicht überschreiten wird.

Viele frühere Systeme verwendeten eine spezialisierte analo ge Schaltung für die Schrittpulserfassung. Im Gegensatz dazu erfaßt ein System gemäß der vorliegenden Erfindung Schritt pulse ohne den Bedarf nach analogen Komponenten über dieje nigen in dem Haupt-EKG-Digitalisierungssignalweg hinaus. Zu sätzlich zum Reduzieren des erforderlichen Schaltungsauf wands (was sowohl Kosteneinsparungen als auch eine Größenre duzierung liefern kann) ermöglicht dieser Lösungsansatz Sy stemaktualisierungen, einschließlich des Schrittpuls-Verar beitungsteils des Systems, die durch das Ändern der Software in dem System erreicht werden können (beispielsweise sind Änderungen einer analogen Schaltung im allgemeinen viel schwieriger als das Umprogrammieren oder Ersetzen eines ROM).

Ferner erfordert die Schrittpulserfassung gemäß der vorlie genden Erfindung keine R-Wellen-Erfassungsinformationen. Folglich ist der vorliegende Lösungsansatz für die Schritt pulserfassung besonders in Systemen brauchbar, bei denen ei ne R-Wellen-Erfassung in einem Teil des Systems stattfindet, der von dem getrennt ist, in dem die Schrittpulserfassung stattfindet (wie es bei einem Telemetriesystem der Fall sein kann, bei dem die Schrittpulserfassung in der Telemetrieein heit stattfindet und die R-Wellen-Erfassung nicht stattfin det, bis das EKG-Signal die Zentralstation erreicht).

Bevorzugte Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung werden nachfolgend bezugnehmend auf die beiliegenden Ansprü che näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 ein Gesamtblockdiagramm eines EKG-Überwachungssy stems;

Fig. 2 ein Blockdiagramm einer tragbaren Überwachungskom ponente eines EKG-Überwachungssystems, bei dem die vorliegende Erfindung implementiert ist;

Fig. 3 ein Blockdiagramm der funktionellen Organisation eines Gatterarrays in der tragbaren Überwachungs vorrichtung;

Fig. 4 ein Blockdiagramm einer EKG-Eingangsschaltung in der tragbaren Überwachungsvorrichtung;

Fig. 5 ein Flußdiagramm, das die gesamte EKG-Signalverar beitung zeigt;

Fig. 6 ein Flußdiagramm, das die Signalverarbeitung zeigt, die für jeden EKG-Anschluß durchgeführt wird; und

Fig. 7 ein Flußdiagramm, das die einzelnen Schritte der Schrittpulserfassung darstellt.

Die Erfindung wird detailliert im Zusammenhang mit einem flexiblen Patientenüberwachungssystem beschrieben, das eini ge der Attribute eines EKG-Telemetriesystems und einige At tribute eines Bettüberwachungssystems kombiniert.

Gesamtes Patientenüberwachungssystem

Das gesamte Patientenüberwachungssystem ist in Fig. 1 darge stellt, und weist eine tragbare Überwachungsvorrichtung 102, eine zentrale Überwachungsstation 112 und eine Anschlußsta tion 104 auf. Diese Komponenten können mit Geräten zum Mes sen von Parametern über diejenigen hinaus, die durch die tragbare Überwachungsvorrichtung 102 gemessen werden, ver bunden sein, und können ferner mit anderen Patienten zuge ordneten Geräten (beispielsweise Ventilatoren) verbunden sein.

Die tragbare Überwachungsvorrichtung 102 ist Batterie-be trieben und ausreichend kompakt, daß dieselbe von einem Patienten 120 getragen werden kann. Elektrische Anschluß leitungen verbinden die tragbare Überwachungsvorrichtung 102 mit-EKG-Elektroden an dem Patienten 120. Tragbare Meßgeräte 108, die einen Schaltungsaufbau zum Messen zusätzlicher Pa rameter eines Patienten aufweisen, können mit der tragbaren Überwachungsvorrichtung 102 verbunden sein; alternativ kann ein Schaltungsaufbau für zusätzliche Messungen direkt in der tragbaren Überwachungsvorrichtung 120 integriert sein.

Die zentrale Überwachungsstation 112 weist eine Anzeige 114 für Angestellte in der Gesundheitsfürsorge auf, um Daten (beispielsweise EKG-Signale) von einer Anzahl von Patienten zu betrachten. Die zentrale Überwachungsstation 112 ist mit einem drahtlosen Empfänger 110 verbunden (typischerweise im Hochfrequenzbereich, obwohl andere drahtlose Technologien verwendet werden könnten), der Patientendaten von einer oder mehreren tragbaren Überwachungsvorrichtungen 102 empfängt.

Die Anschlußstation 104 befindet sich am Bett eines Patien ten. Dieselbe ist mit einer Leistung und mit anderen Geräten 106 verbunden, die sich am Bett des Patienten befinden (bei spielsweise Geräte zum Durchführen zusätzlicher Messungen von dem Patienten 120, oder einer Ausrüstung wie z. B. Venti latoren oder Infusionspumpen). Wenn sich der Patient 120 im Bett befindet, kann die tragbare Überwachungsvorrichtung 102 mit der Anschlußstation 104 verbunden sein; wenn dieselben verbunden sind, kann die Anschlußstation 104 der tragbaren Überwachungsvorrichtung 102 Leistung liefern und kann ferner Daten mit derselben austauschen.

Daten fließen von den Elektroden (oder irgendwelchen anderen Sensoren, die mit der tragbaren Überwachungsvorrichtung 102 verbunden sind) zu der übertragbaren Überwachungsvorrichtung 102 und dann durch eine drahtlose Verbindung von der tragba ren Überwachungsvorrichtung 102 zu der Zentralstation. Daten von der Bettausrüstung fließen von dem Patienten 120 zu die ser Ausrüstung, zu der Anschlußstation 104, zu der tragbaren Überwachungsvorrichtung 102 und dann zu der Zentralstation. Zusätzlich könnten Informationen in die umgekehrte Richtung fließen (um beispielsweise zu ermöglichen, daß irgendjemand an der Zentralstation Einstellungen an einem der Geräte durchführt).

Ein kleines Gerät 116 mit einer Anzeige 118 und einer Re chenfähigkeit (beispielsweise ein Handcomputer) kann mit der tragbaren Überwachungsvorrichtung 102 verbunden sein, um ei ne Anzeige der EKG-Signale und weiterer Daten zu liefern, und um eine verbesserte Benutzerschnittstelle zur Interak tion mit der tragbaren Überwachungsvorrichtung 102 zu lie fern (beispielsweise um dieselbe zu konfigurieren und um Einstellungen durchzuführen). In gleicher Weise könnte ein derartiges Gerät 116 mit der Anschlußstation 104 verbunden sein.

Zusätzlich kann das Überwachungssystem eine herkömmliche Bett-Überwachungsvorrichtung aufweisen. Die Bett-Überwa chungsvorrichtung könnte mit der Anschlußstation 104 ver bunden sein (um Daten für eine HF-Übertragung zu der Zen tralstation zu der tragbaren Überwachungsvorrichtung 102 zu senden), und/oder könnte über eine herkömmliche Verdrahtung verschaltet sein, um Daten zu der Zentralstation zu senden, einschließlich Daten von der tragbaren Überwachungsvorrich tung 102.

Die verschiedenen Verbindungen zwischen den Systemkomponen ten können über eine direkte elektrische Verbindung oder über drahtlose Kommunikationsverbindungen (beispielsweise unter Verwendung von Infrarot- oder HF-Technik) vorliegen.

Tragbare Überwachungsvorrichtung

Die Organisation des Schaltungsaufbaus der tragbaren Über wachungsvorrichtung 102 ist in Fig. 2 gezeigt, und weist mehrere serielle Tore 212, 214, 216, einen HF-Sender 218, eine Leistungssteuerungsschaltung 226, fünf Anzeigerleuchten 220, einen Schwestern-Rufknopf 222, einen Anschlußsatz-Sen sor 222 und eine EKG-Eingangsschaltung 210 auf. Der digitale Signalprozessor-Chip (DSP-Chip; DSP = Digital Signal Prozes sor) 202 ist über einen Gatterarray-Chip 208, der eine Viel zahl von Funktionen implementiert, mit denselben verbunden.

Der DSP 202 (beispielsweise ein Motorola DSP 56 007) kann di rekt von einem seriellen EEPROM (EEPROM = Electrically Era sable Programmable Read-Only Memory = elektrisch löschbarer programmierbarer Nur-Lese-Speicher) hochgefahren werden, ein Merkmal, das einfache Aktualisierungen durch ein serielles Tor ermöglicht. Zusätzlich zu dem Speicher auf dem DSP-Chip selbst existiert ein serieller 8K×8-Bit-EEPROM 204 und ein 32K×8-Bit-SRAM 206 (SRAM = Static Random Access Memory = statischer Direktzugriffsspeicher). Der EEPROM 204 speichert einen eindeutigen Identifizierer-, Patienteninformations- und DSP-Korrekturprogramm-Code der Einheit (was ermöglicht, daß der programmierte Betrieb des DSP durch das Umprogram mieren des EEPROM aktualisiert wird).

Die seriellen Tore 212, 214, 216 liefern sowohl eine direkte elektrische Verbindung 212, 214 als auch eine drahtlose Ver bindung (beispielsweise über Infrarotlicht) 216 mit anderen Geräten. Die Parameter, die durch die tragbare Überwachungs vorrichtung 102 gemessen werden, können durch das Verbinden eines seriellen Tors 212 mit tragbaren Meßeingangsschaltun gen, beispielsweise zum Messen von SpO2, erweitert werden. Die tragbare Überwachungsvorrichtung 102 kann ferner mit einer relativ festen Ausrüstung, beispielsweise Bett-Über wachungsvorrichtungen oder anderen alleinstehenden Geräten 106, verbunden sein. Ferner kann dieselbe mit einem Gerät, beispielsweise einem Handcomputer 116, verbunden sein, das eine verbesserte Benutzerschnittstelle zur Interaktion mit der tragbaren Überwachungsvorrichtung 102 liefert und Si gnale anzeigen kann, die durch die tragbare Überwachungs vorrichtung 102 gemessen werden; das IR-Tor 216 ist beson ders geeignet, um eine einfache Möglichkeit zu liefern, um eine temporäre Verbindung mit der tragbaren Überwachungs vorrichtung 102 herzustellen. Schließlich kann ein serielles Tor 214 eine Verbindung mit der Anschlußstation 104 liefern, die dann eine Verbindung zu anderen Geräten liefert. Diese Tore liefern Einrichtungen zum Senden von Signalen von der tragbaren Überwachungsvorrichtung 102 zu anderen Geräten, und liefern ferner Einrichtungen zum Empfangen von Signalen von anderen Geräten, wobei in diesem Fall der HF-Sender 218 in der tragbaren Überwachungsvorrichtung 102 verwendet wer den kann, um gemessene Parameter zusätzlich zu denjenigen, die durch die tragbare Überwachungsvorrichtung selbst gemes sen werden, zu senden (zu dem Empfänger 110 und dann zu der Zentralstation 112).

Die fünf Anzeigerleuchten 220 (LEDs) sind derart mit dem Gatterarray 208 verbunden, daß dieselben durch den DSP 202 ein- und ausgeschaltet werden können. Diese Anzeigerleuch ten können verwendet werden, um Anschluß-Abgeschaltet-Anzei gen zu geben. Zusätzlich können dieselben verwendet werden, um eine R-Wellen-Erfassung und eine Schrittpulserfassung an zuzeigen.

Der Schwestern-Rufknopf 222 kann über das Gatterarray 208 durch den DSP 202 gelesen werden.

Der Anschlußsatz-Verbinder in der tragbaren Überwachungsvor richtung 102 weist eine Anzahl von Schaltern 224 auf. Unter schiedliche Typen von Anschlußsätzen schließen unterschied liche Kombinationen von Schaltern in dem Verbinder. Diese Schalter 224 sind mit dem Gatterarray 208 verbunden, was er möglicht, daß der DSP 202 automatisch seine EKG-Verarbeitung gemäß dem verwendeten Anschlußsatz-Typ konfiguriert (bei spielsweise 3, 4 oder 5 Elektroden).

Um die Leistungsumwandlung zu erleichtern, sind Schalter 226 zum Steuern der Leistung zu unterschiedlichen Teilen der tragbaren Überwachungsvorrichtung 102 mit dem Gatterarray 208 verbunden. Beispielsweise kann die HF-Schaltung 218 aus geschaltet sein, wenn sie nicht verwendet wird.

Das Gatterarray 208, die EKG-Eingangsschaltung 210 und der DSP 202 werden nachfolgend detaillierter beschrieben.

Gatterarray

Wie in Fig. 3 gezeigt ist, umfaßt das Gatterarray 208 einen Schaltungsaufbau, um eine Vielzahl von Funktionen durchzu führen, einschließlich des Erzeugens von Taktsignalen 302, einen Zeitüberwachungs-Zeitgeber 308, drei Pulsbreitenmodu lator-DAWs (DAW = Digital/Analog-Wandler) 306, vier Zähler für die EKG-A/D-Wandler 304, einen Deltamodulator 312, eine Schnittstelle zur Steuerung eines Synthesizers 314, drei UARTs 316 (UART = Universal Synchronus Receiver/Transmitter = synchroner Universal-Empfänger/Sender), und eine Schnitt stelle 318 zu dem DSP 202. Zusätzlich weist das Gatterarray 208 eine Zusatzsteuerschaltung 310 auf.

Die Synthesizer-Schnittstelle 314 liefert eine Unterstützung für die Steuerung des HF-Senders 218, der beispielsweise ei nen Synthesizerchip Motorola MC145192 verwendet. Der Delta modulator 312 ist zum Formatieren eines seriellen Daten stroms, der für eine HF-Übertragung geeignet ist, verwendet.

Der Zeitüberwachungs-Zeitgeber 308 ist enthalten, derart, daß das Gatterarray 208 den DSP 202 zurücksetzen wird, wenn der DSP für eine bestimmte Zeitdauer nicht ordnungsgemäß mit dem Gatterarray kommuniziert.

In dem Gatterarray 208 ist ein Schaltungsaufbau vorgesehen, der die folgenden Signale für jeden der vier EKG-Meßkanäle liefert: Schaltersteuerungssignale (Schaltersteuerung A), um eine Verbindung des Treibersignals für das rechte Bein mit der Kanalelektrode zu ermöglichen (für eine Kalibrierung), ein Pulsbreiten-moduliertes Niederfrequenz-Rückkopplungssi gnal, und ein Hochfrequenz-Rückkopplungssignal. Es existie ren vier zusätzliche Signale für den Treiber für das rechte Bein: eines, um ein Kalibrierungssignal mit der Treiber schaltung für das rechte Bein zu verbinden (Kalibrierungs schaltersteuerung), und drei, um die Meßkanäle auszuwählen, die für die Eingabesummation verwendet werden sollen, um das Treibersignal für das rechte Bein zu erzeugen (Schalter steuerung B).

Das Gatterarray 208 zählt die Anzahl der 6,4 MHz-Taktzyklen, wenn die Ausgabe des A/D-Komparators für jeden 8-KHz-Taktzy klus hoch ist. Die Ausgabe des Komparators (von der EKG-Ein gangsschaltung, die später beschrieben wird) wird bei der ansteigenden Flanke des 6,4 MHz-Takts zwischengespeichert und bei der zweiten Flanke gezählt. Dieses zwischengespei cherte Signal wird als ein Rückkopplungssignal sowohl für die Hochfrequenzrückkopplung als auch für die Niederfre quenzrückkopplung ausgegeben. Das Hochfrequenz-Rückkop plungssignal führt die Funktion einer 11-Bit-A/D-Wandlung mit einer Umwandlungsrate von 4 KHz durch (Umwandlungswerte bereich von 0 bis 1600). Die Niederfrequenzrückkopplung weist eine Bandbreite von 222 Hz und eine offene Schleifen verstärkung von 33,6 auf.

Die Pulsbreitenmodulator-DAWs 306 sind verwendet, um die EKG-Messung zu kalibrieren. Ein DAW ist für den RA-Meßkanal (RA = rechter Arm) verwendet, einer ist für den LA-Meßkanal (LA = linker Arm) verwendet, während der dritte DAW sowohl für den LL- (LL = linkes Bein) als auch den V-Meßkanal (V = Brust) verwendet ist. Die Anzahl dieser DAWs ist größten teils durch den verfügbaren Raum auf dem Gatterarray be stimmt. Da die Kalibrierung für jeden Kanal einzeln durchge führt werden kann, könnte ein einzelner DAW verwendet sein.

Um die EKG-Messung zu kalibrieren, führt das Gatterarray 208 zwei separate Funktionen durch. Für beide werden alle vier Treiberschalter für das rechte Bein geschlossen. Zuerst wird das Niederfrequenz-Rückkopplungssignal von der zwischenge speicherten A/D-Ausgabe getrennt und mit einem Pulsbreiten modulierten Signal von einem der DAWs 306 verbunden. Dieses Pulsbreiten-modulierte Signal wendet eine bekannte Schritt funktion auf das 6,6 Hz-Tiefpaßfilter an, um sowohl die offe ne Schleifenverstärkung als auch die Eckfrequenz zu kali brieren. Die zweite Kalibrierungsfunktion besteht darin, ein Kalibrierungssignal an dem Integrator des Treibers für das rechte Bein zu summieren. Dies bewirkt, daß eine Schritt spannung auf allen vier Kanälen auftritt. Mit dieser Schrittänderung kann der Verstärkungsunterschied aller Kanä le korrigiert werden.

EKG-Eingangsschaltung

Wie in Fig. 4 gezeigt ist, weist die tragbare Überwachungs vorrichtung 102 einen Schaltungsaufbau auf, um ein Treiber signal für das rechte Bein zur Verbindung mit einer der EKG-Elektroden (RL) und eine Eingangsschaltung zum Verbinden der vier anderen EKG-Elektroden (RA, LA, LL und V) auf.

Die Treiberschaltung für das rechte Bein summiert eine bis drei der EKG-Eingaben, um eine Ausgabe zu erzeugen, die mit einer EKG-Elektrode verbunden ist; ferner ist ein Umschalt-Schal tungsaufbau vorgesehen, um zu ermöglichen, daß das Treibersignal für das rechte Bein mit einer beliebigen der vier Eingangselektroden verbunden wird. Das Treibersignal für das rechte Bein wird verwendet, um das Gleichtakt-Sperr verhalten der EKG-Eingangsschaltung zu verbessern. Die Mas sereferenz des Treiberverstärkers für das rechte Bein kann auf eine Kalibrierungsspannung geschaltet und mit den Ein gängen zu allen vier EKG-Meßkanälen verbunden werden. Durch das Messen des Kalibrierungssignals, das an alle Kanäle an gelegt ist, kann die Verstärkungsdifferenz aller vier A/D-Kanäle softwaremäßig korrigiert werden. Diese Kalibrierung ist wichtig, da die EKG-Messung klinisch durch "Anschlüsse" analysiert wird, von denen jeder aus der Differenz zwischen dem Signal an einer Elektrode und dem Signal an einer oder mehreren anderen Elektroden besteht; die Kalibrierung ver bessert die Fähigkeit dieser Differenzoperation, Gleichtakt signale zu beseitigen, die verglichen mit der Größe des ge wünschten EKG-Signals groß sein können.

Der Eingangsschaltungsaufbau für jede der vier Eingangselek troden ist mit dem Gatterarray 208 wirksam, um jede der vier analogen Eingaben mit einer Datenrate von 4.000 Abtastwerten pro Sekunde und einer LSB-Auflösung von 16 Mikrovolt (LSB = Least-Significant Bit = niederstwertiges Bit) in digitale Signale umzuwandeln; nach der Dezimierung auf eine 500-Hz-Da tenrate, wird die LSB-Auflösung aufgrund der Tatsache, daß benachbarte Abtastwerte einer Integrations-A/D-Wandlung kor reliert sind, 2 Mikrovolt. Wie in Fig. 4 gezeigt ist, sendet jeder der vier A/D-Wandler ein A/D-Ausgangssignal zu dem Gatterarray 208; das Gatterarray 208 erzeugt Signale, die durch den Eingangsschaltungsaufbau verwendet werden: ein Ka librierungssignal, ein festes quadratisches Signal mit 8 KHz und einem Tastverhältnis von 50%, ein Niederfrequenz-Rück kopplungssignal für jeden der vier Eingangskanäle und ein Hochfrequenz-Rückkopplungssignal für jeden der vier Ein gangskanäle.

Der Eingangsschaltungsaufbau für jede der vier Eingangselek troden weist einen Eingangsschutz, ein 3-KHz-Tiefpaßfilter und eine Anschluß-Abgeschaltet-Stromquelle von 25 nA durch einen Widerstand 100 MΩ auf. Diesen folgt eine erste Stufe, die ein Eingangspufferverstärker mit einer Verstärkung von drei und einem Ausgangsbereich von 0,7 bis 3,23 Volt ist. Dem Eingangspufferverstärker folgt ein Summationsknoten, um das Niederfrequenz-Rückkopplungssignal, das eine 8-KHz-Wel ligkeit mit 1,5 mVpp (mVpp = mV Spitze-Spitze) enthält, zu summieren, welche dann um einen Faktor von 16 verstärkt wird. Schließlich wird das Signal mit einem Pulsbreitenmodu lations-Sigma-Delta-A/D-Wandler, der eine Nullantwort für die 8 KHz-Welligkeit des Rückkopplungssignals aufweist, in ein digitales 11-Bit-Wort umgewandelt. Die zwischengespei cherte Komparatorausgabe des A/D-Wandlers ist das Niederfre quenz-Rückkopplungssignal, das eine Schleife um die Verstär kungsstufe und den A/D-Wandler schließt. Dies bedeutet, daß das endgültige, digitalisierte Signal eine Gleichsignal-Ver stärkung aufweist, die durch die Genauigkeit des Niederfre quenz-Rückkopplungssignals eingestellt ist, mit einer Null stelle bei 6,6 Hz und einem Pol bei 222 Hz (6,6 Hz mal der offenen Schleifenverstärkung von 33,6). Nur zwei Werte müs sen-gemessen werden, damit der DSP in der Lage ist, diese Antwort zu kompensieren: die Verstärkung bei dem Pol von 6,6 Hz und der offenen Schleife werden beide durch das Öffnen der Schleife und das Liefern einer einzelnen Schritteingabe und das Berechnen der Schrittantwort am Ausgang gemessen. Das schließliche Ergebnis ist ein Analog/Digital-Wandler mit einem dynamischen Bereich von ±0,41 V von Gleichstrom zu 6,6 Hz, das bei 222 Hz auf 12,8 mV abnimmt.

Der Niederfrequenz -Rückkopplungs-Summierverstärker summiert das Niederfrequenz-Rückkopplungssignal, das das Signal von dem Eingangspufferverstärker ist, und liefert eine Verstär kung von etwa 34 (es existiert eine Verstärkung eines Fak tors von etwa 2 an dem Summationsknoten, während der Opera tionsverstärker selbst eine Verstärkung von etwa 16 liefert, wobei die resultierende Gesamtverstärkung etwa 34 beträgt). Das Gatterarray 208 erzeugt ein Niederfrequenz-Rückkopp lungssignal durch eine Pulsbreitenmodulation eines 8 KHz-Rechtecksignals, das zwischen +1,235 und -1,235 Volt ge schaltet wird. Die Auflösung der Pulsbreite ist durch einen 6,4 MHz-Takt eingestellt, was eine Schrittgröße von 3 mV zur Folge hat (1 mV, wenn auf den Eingang des Eingangspufferver stärkers bezogen). Das Niederfrequenz-Rückkopplungssignal wird direkt aus der Ausgabe des 1-Bit-Komparators des A/D-Wandlers abgeleitet. Das Niederfrequenz-Rückkopplungssignal läuft durch ein Tiefpaßfilter mit einem einzelnen Pol bei 6,6 Hz, bevor es an dem Eingang des Summationsverstärkers ankommt. Die offene Schleifenverstärkung dieses Rückkopp lungssignals beträgt etwa 34. Die geschlossene Schleifen bandbreite ist folglich 222 Hz. Da dieses Rückkopplungssi gnal durch das Gatterarray 208 digital verschaltet ist, kann die Schleife geöffnet werden, wobei ein bekannter Satz von Pulsbreiten-modulierten Signalen angelegt werden kann, um die offene Schleifenverstärkung und die Zeitkonstante des 6,6 Hz-Pols zu messen. Die Verstärkungsgenauigkeit des A/D-Wandlers ist durch die Genauigkeit des Niederfrequenz-Rück kopplungssignals, einschließlich der Spannung und der Zeit gebung, eingestellt.

Die letzte Stufe des Eingangsschaltungsaufbaus könnte als ein Pulsbreitenmodulations-Sigma-Delta-A/D-Wandler bezeich net werden. In den invertierenden Eingang eines Integra tionsoperationsverstärkers, dessen Ausgabe einen Komparator treibt, werden drei Signale miteinander summiert. Das erste Signal ist das Signal, das digitalisiert werden soll (die ursprüngliche Eingabe, zu der das Niederfrequenz-Rückkopp lungssignal addiert wurde). Das zweite Signal ist das Hoch frequenz-Rückkopplungssignal, das von der Komparatorausgabe abgeleitet wurde. Das dritte Signal ist ein festes 8 KHz-Rechtecksignal mit einem Tastverhältnis von 50%. Bei einer Ignorierung des dritten Signals wäre diese Schaltung ein einfacher Sigma-Delta-A/D-Wandler. Der Komparator verhält sich wie ein 1-Bit-A/D-Wandler mit einer Umwandlungsrate von 6,4 MHz. Dieser 1-Bit-A/D-Wandler-Wert wird als ein Rück kopplungssignal (die Hochfrequenzrückkopplung) zu dem Ein gang des Integrationsoperationsverstärkers verwendet, der art, daß mit der Zeit der Durchschnitt gleich dem Eingangs signal sein muß. Unter der Annahme eines idealen Komparators könnte die Komparatorausgabe mit einer Rate, die gleich der 6,4 MHz-Taktrate ist, hin- und her-schalten. Durch das Ad dieren eines festen 8 KHz-Rechtecksignals an dem Summations knoten mit der doppelten Amplitude des Rückkopplungssignals wird der Komparator seinen Zustand während einer Periode des 8 KHz-Taktzyklus nur zweimal ändern. Dies reduziert die Geschwindigkeits- und Genauigkeits-Anforderungen des Kompa rators signifikant und reduziert ferner die Ansprechzeit des A/D-Wandlers. Der A/D-Wandler-Wert wird einfach durch das Zählen der Anzahl von 6,4 MHz-Taktzyklen bestimmt, wenn die Komparatorausgabe eine 1 ist, was durch einen Zähler in dem Gatterarray 208 durchgeführt wird. Da die Summation des Hochfrequenz-Rückkopplungssignals die Hälfte von der für das Eingangssignal ist (und die Hälfte von der für das feste 8 KHz-Signal), weist diese letzte Stufe eine Verstärkung von 2 auf. Bei einem Bereich von ± 1,235 V für das Rückkopplungs signal ist der Eingabebereich bezogen auf den Eingang ± 12,8 mV.

Die Zeitkonstante des A/D-Wandlers ist die Hälfte der Perio de des 8 KHz-Takts oder 62,5 Mikrosekunden. Dies übersetzt in ein Einpol-Tiefpaßfilter von 2 KHz. Da der Mittelwert der Daten über die 8 KHz-Periode den A/D-Wandler-Wert bestimmt, existiert in der Frequenzantwort des A/D-Wandlers bei 8 KHz und jeder Harmonischen von 8 KHz eine Nullstelle. Die mathe matische Beschreibung ist sin(π×8 KHz/f)/(π×8 KHz/f). Dies erzeugt eine exzellente Antialiasing-Sperrfähigkeit.

Beispielsweise wird bei einem 125 Hz-Tiefpaßfilter für die EKG-Daten, ein Signal, das um 125 Hz von 8 KHz entfernt ist, durch 125/8000 = -36 dB gesperrt. Durch die Hinzufügung der Dämpfung aufgrund des 3 KHz-Tiefpaßfilters am Eingang und des 2,5 KHz-Tiefpaßfilters, das durch den 8 KHz-A/D-Wandler er zeugt wird, wird die Antialiasing-Sperrung 55 dB.

Signalverarbeitung durch den DSP

Sobald die EKG-Signale in eine digitale Form umgewandelt sind, geschieht die nachfolgende Verarbeitung durch die tragbare Überwachungsvorrichtung 102 auf der digitalen Form der EKG-Signale. Bezugnehmend auf Fig. 5 liest der DSP 202 (von dem Gatterarray 208) die Daten von den vier A/D-Wand lern 502, wobei jeder Abtastwert von jedem dieser vier Si gnale in einem 16-Bit-Wort gespeichert wird. Diese vier Si gnale werden jeweils mit ihrer Kalibrierungskonstante mul tipliziert, die hinsichtlich der gemessenen Polnullstellen antwort der Niederfrequenzrückkopplung 504 korrigiert ist. Ferner werden diese Signale alle 32 Millisekunden ausgewer tet, um zu bestimmen, ob irgendwelche in einem Anschluß-Ab geschaltet-Zustand 506 sind. Signale, die jede der klini schen "Anschlüsse" II, III und MCL darstellen, werden durch das Kombinieren 508, 510 der Signale von den vier Meßelek troden erzeugt (II steht für das Signal, das zwischen LA und RA gemessen wird, III steht für das Signal, das zwischen LL und LA gemessen wird, und MCL steht für modifizierte Brust elektrode (modified chest electrode), d. h. eine Messung zwi schen einer Brustelektrode und LA). Jedes dieser drei An schlußsignale wird dann verarbeitet 508, 512, wie detail lierter in Fig. 6 dargestellt ist.

Wie in Fig. 6 gezeigt ist, wird jedes der "Anschluß"-Signale vor der weiteren Tiefpaßfilterung 604, 606, die verwendet wird, um dieselben für eine Übertragung, Anzeige und/oder andere Verarbeitung zu konditionieren, für die Schrittpuls erfassung 602 verwendet (die detaillierter nachfolgend in Verbindung mit Fig. 7 beschrieben wird).

In zwei Stufen 604, 606 (jede mit einem FIR-Filter (FIR = Finite Impulse Response = begrenztes Ansprechen auf einen Impuls) und einer Dezimierung um 2) werden die Ströme von 4000 Abtastwerten pro Sekunde auf Ströme von 1000 Abtast werten pro Sekunde reduziert.

Wenn ein Schrittpuls erfaßt wird 608, findet eine auf den Schrittpuls bezogene Verarbeitung des EKG-Signals statt 610, 612, 614, 624, 626, wie nachfolgend beschrieben wird.

Bei dem veranschaulichenden Ausführungsbeispiel kann die tragbare Überwachungsvorrichtung 102 Daten durch das IR-Tor 216 senden, und kann ferner Daten unter Verwendung von einem von zwei alternativen HF-Protokollen durch den HF-Sender 218 senden. Folglich wird eine von mehreren Signalverarbeitungs sequenzen 618, 620, 622 für die weitere Verarbeitung der Signale mit 1000 Abtastwerten pro Sekunde ausgewählt 616. Diese Verarbeitung 618, 620, 622 umfaßt eine weitere Tief paßfilterung und Dezimierung (beispielsweise auf 40 Hz bei 250 Abtastwerten pro Sekunde, 125 Hz bei 500 Abtastwerten pro Sekunde, oder 100 Hz bei 400 Abtastwerten pro Sekunde), ein optionales Linienfrequenz-Sperrfilter (beispielsweise bei 50 Hz oder 60 Hz), und eine Verarbeitung gemäß dem Kom munikationsprotokoll, das verwendet wird, um die Daten zu einem anderen Teil des EKG-Überwachungssystems oder einem anderen Gerät zu senden.

Schrittpulse

Schrittpulse weisen eine kurze Dauer (0,1 bis 2,5 Milli sekunden) und einen Hochfrequenzgehalt (für eine auf Hard ware basierende Schrittpulserfassung kann eine 2 KHz-Band paßfilterung verwendet werden) auf und besitzen ein geringes Tastverhältnis (beispielsweise existieren nur zwei Pulse alle 240 Millisekunden bei einer Doppelkammer-Schrittgebung mit 250 Schlägen pro Minute). Der beste Ort, um diese Daten zu handhaben, ist so nahe an der EKG-Eingangsschaltung wie möglich, vor allen Reduzierungen der Abtastrate oder ir gendeiner Tiefpaß- oder Hochpaß-Filterung. Eine Tiefpaß filterung kann den Schrittpuls verbreitern, und eine Hoch paßfilterung kann einen Schwanz erzeugen, der dem Schritt puls folgt. Dies kann bewirken, daß der Schrittpuls mehr wie eine R-Welle aussieht; derartige Änderungen können die auto matisierte Signalanalyse, um Rhythmusstörungen zu erfassen, stören.

Das veranschaulichende Ausführungsbeispiel erfaßt Schritt pulse unter Verwendung einer Hochdatendarstellung des EKG-Signals (4 KHz Abtastrate). Dasselbe bietet dann zwei Alter nativen, um Schrittpulse zu handhaben, wenn die Daten für eine nachfolgende Verarbeitung auf eine geringere Abtastrate reduziert werden: (1) ein erfaßter Schrittpuls kann vor der Filterung aus dem EKG-Signal entfernt werden, und danach nach einer solchen Filterung wieder eingefügt werden; (2) ein erfaßter Schrittpuls kann gemessen werden, aus dem EGK-Signal beseitigt werden, woraufhin die gemessenen Schritt pulsparameter bei einer nachfolgenden Verarbeitung verwendet werden können. Diese Techniken zum Handhaben von Schrittpul sen liefern genaue Darstellungen von Schrittpulsen, während ermöglicht wird, daß das EKG übertragen, gespeichert und un ter Verwendung einer relativ geringen Datenmenge oder Band breite verarbeitet wird.

Schrittpulserfassung

Dieses veranschaulichende Ausführungsbeispiel ist mit dem Ziel entworfen, Schrittpulse mit Amplituden von 0,5 mV bis 700 mV und Breiten von 0,5 Millisekunden bis 2,5 Millisekun den zu erfassen. Es ist sehr wünschenswert, Schrittpulse mit Breiten von 0,1 Millisekunden bis 0,5 Millisekunden zu er fassen, wobei bei diesem veranschaulichenden Ausführungsbei spiel die Amplituden, bei denen die schmalen Pulse erfaßt werden, sich jedoch bei Breiten von 0,1 Millisekunden auf 2 mV verschlechtern können.

Ein weiteres Entwurfsziel des veranschaulichenden Ausfüh rungsbeispiels ist die Zurückweisung einer falschen Erfas sung jedes Signals, das kein Schrittpuls ist. Mögliche Quel len für falsche Erfassungen sind weißes Rauschen, Muskelar tefakte, sehr schmale R-Wellen, Pulse bei höheren Raten, beispielsweise 50/60 Hz-Leitungsfrequenzen, oder jeder perio dische Signalverlauf mit einer Rate von mehr als 25 Hz.

Am einfachsten ausgedrückt sucht dieser Schrittpulsdetektor nach positiven und negativen Flanken, die innerhalb eines bestimmten Zeitfensters auftreten und eine Amplitude aufwei sen, die größer ist als dreimal die Spitzenamplitude der Flanken der letzten vergangenen 64 Millisekunden. Dieses Zeitfenster ist eingestellt, um größer zu sein als die er wartete Breite von Schrittpulsen, die erfaßt werden sollen; wenn das Fenster jedoch willkürlich lange eingestellt ist, wird der Detektor bei R-Wellen oder anderen Pulsen auslösen. Bei dem veranschaulichenden Ausführungsbeispiel müssen die positiven und negativen Flanken innerhalb eines Zeitfensters von 3 Millisekunden auftreten.

Fig. 7 zeigt den Teil der Signalverarbeitung des DSP 202, der auf die Schrittpulserfassung fokussiert ist. Diese Ver arbeitung wird auf jedem 4000-Abtastwerte-Pro-Sekunde-"An schluß" (beispielsweise II, III und MCL) durchgeführt, von denen jeder in der folgenden Beschreibung als x[t] bezeich net wird. Für jeden Anschluß wird die Verarbeitung, die in Fig. 7 dargestellt ist, alle 16 Abtastwerte wiederholt; folglich wird jedesmal, wenn die Verarbeitung von Fig. 7 durchgeführt wird, ′t′ 16 Abtastungen (4 Millisekunden) größer als bei dem vorherigen Mal sein.

Der DSP 202 erzeugt ein Signal, das eine Bewertung der Nei gung von x[t] ist; dieses Neigungssignal wird als y[t] be zeichnet. Die spezielle Neigungsbewertung, die bei dem ver anschaulichenden Ausführungsbeispiel verwendet wird, wird durch das Berechnen von y[n] = (x[n] + x[n-1])-(x[n-2] + x[n-3]) (Block 704) für jeden der 16 Abtastwerte, die ver arbeitet werden, erzeugt 702.

Der DSP 202 speichert die jüngsten 32 Werte von y[t] (y[t] bis y[t-31]) in einem Puffer. Durch das Halten eines Puffers der jüngsten 32 Werte von y[t] (y[t] bis y[t-31]), können das Aktualisieren von y[t] und die anderen Schritte der Schrittpulserfassung in Blöcken von 16 Abtastwerten einmal alle 4 Millisekunden stattfinden, und nicht das Durchführen der Verarbeitung einmal alle 0,25 Millisekunden für einen einzelnen Abtastwert.

Der DSP 202 hält ferner eine Geschichte von 64 Millisekunden des Neigungsbetrag-Höchstwerts (Block 718). Für eine Spei chereffizienz ist diese Neigungshöchstwertgeschichte als ein Kreispuffer der 16 Neigungsbetrag-Höchstwerte gehalten, wo bei jeder derselben der Neigungsbetrag-Höchstwert für ein Intervall von 4 Millisekunden ist. Folglich liefert der Nei gungsbetrag-Höchstwertpuffer eine Geschichte von 64 Millise kunden, jedoch eine Geschichte, die nur alle 4 Millisekunden aktualisiert wird. (Dies ist ein anderer Puffer als der, der die jüngsten 4 Millisekunden des Neigungssignals selbst speichert).

Der DSP 202 verwendet den Neigungsbetrag-Höchstwertpuffer, um eine Neigungsschwelle durch das Identifizieren des größ ten Werts dieser 16 Höchstwerte (von jedem der Blöcke von 4 Millisekunden) zu bestimmen, und danach dreimal diesen Wert zu berechnen und zu speichern (Block 720). Dies bleibt die momentane Schwelle zum Verarbeiten von 4 Millisekunden des EKG-Signals. Nach dem Verarbeiten der 4 Millisekunden von EKG-Daten, wird der Neigungsbetrag-Höchstwert für diesen Block von 4 Millisekunden bestimmt 718 und in dem Neigungs betrag-Höchstwertpuffer gespeichert. Danach wird die Schwel le für den nächsten Block von 4 Millisekunden aus EKG-Daten berechnet und gespeichert 720. (Zu dem Zeitpunkt, zu dem diese EKG-Verarbeitung begonnen wird, existieren einige An fangswerte in den Puffern, die nicht tatsächlichen Signalen entsprechen; sobald die Verarbeitung jedoch fortfährt, wer den die Geschichtsdaten und die Schwelle basierend auf der Verarbeitung der vorherigen Blöcke von Abtastwerten einge stellt worden sein).

Das Neigungssignal, y[t], wird wie folgt verarbeitet, um nach Schrittpulsen zu suchen. Wenn der Betrag (in anderen Worten der Absolutwert) von y[n] größer ist als die momen tane Neigungsschwelle (Block 708), dann ist für jedes y[n] für n=(t-28) bis n=(t-13) (Block 706) y[n] eine Kandidaten-Schritt pulsflanke. Wenn eine Kandidaten-Schrittpulsflanke lokalisiert ist, wird das Neigungssignal nach einer zweiten Flanke abgesucht. Das Neigungssignal y[m] für m=(n+1) bis m=(n+12) (Block 710) wird nach der zweiten Flanke abge sucht (Blöcke 712 und 714). Die zweite Flanke muß eine Nei gung aufweisen, die größer ist als die momentane Neigungs schwelle (Block 712) und muß ferner eine Polarität aufwei sen, die entgegengesetzt zu der Polarität der Kandidaten flanke ist (Block 714). Wenn eine entsprechende zweite Flan ke lokalisiert ist, ist ein Schrittpuls erfaßt (Block 716).

Es folgt eine Pseudocode-Zusammenfassung der Verarbeitung des EKG-Signals, um Schrittpulse zu erfassen, die in Blöcken von 16 Abtastwerten durchgeführt wird (t = momentane Zeit; t nimmt jedesmal um 16 zu, wenn diese Verarbeitung für jeden Anschluß durchgeführt wird):

Diese Schrittpulserfassungs-Verarbeitung könnte auf einer Abtastwert-Um-Abtastwert-Basis durchgeführt werden, oder könnte in von 16 Abtastwerten unterschiedliche Verarbei tungsblöcke unterteilt sein.

Schrittpulsverarbeitung

Wenn ein Schrittpuls erfaßt ist 608, wird die Schrittpuls amplitude gemessen 610, indem der Unterschied zwischen dem Höchstwert des Schrittpulses und dem Durchschnitt von 2 Mil lisekunden der Signaldaten gerade vor dem Schrittpuls ver wendet werden. Wenn ein Repolarisierungspuls existiert, kann es erwünscht sein, Amplituden sowohl für den Haupt- als auch den Repolarisierungs-Puls zu berechnen. Andere Parameter des Schrittpulses, beispielsweise seine Fläche, könnten eben falls berechnet werden. Derartige Parameter können zusammen mit einer Zeitmarkierung zusammen mit den EKG-Daten übertra gen- werden, um in der nachfolgenden EKG-Verarbeitung, der Analyse und/oder der Anzeige verwendet zu werden. Außerdem kann eine Schrittpulserfassung durch ein momentanes Aufhel len einer Anzeigerleuchte 220 angezeigt werden.

Wenn Schrittpulse aus dem EKG-Signal entfernt werden sollen 612, wird diese Entfernung 614 auf den 4 KHz-Daten durchge führt. Die Entfernung wird erreicht, indem 12 Millisekunden des Signals ersetzt werden (beginnend gerade vor dem Schrittpuls). Dieses Intervall wird durch einen flachen Signalpegel ersetzt, der der Durchschnitt von 2 Millisekun den des Signals gerade vor dem Schrittpuls ist.

Schrittpulse von bestimmten Typen von Schrittmachern weisen einen langen Repolarisationsschwanz auf. Statt immer eine ausreichend lange Zeitperiode zu beseitigen, um solche lan gen Schrittpulse zu entfernen, beginnt das veranschaulichen de Ausführungsbeispiel mit einer festen Beseitigungsperiode von 12 Millisekunden, und erfaßt bestimmte Bedingungen, wenn diese Periode verlängert werden sollte, wie folgt. Wenn ein Schrittpuls erfaßt wird, wird die momentane Schwelle an ei nem Ort gespeichert, der als die "verzögerte Schwelle" be kannt ist. Wenn während der Schrittpuls-Beseitigungsperiode eine Neigung erfaßt wird, die die verzögerte Schwelle über schreitet, wird die Beseitigungsperiode verlängert, so daß sich dieselbe um 12 Millisekunden nach dieser erfaßten Nei gung fortsetzt. Wenn eine derartige Neigung erfaßt wird, wird ferner zu dieser Zeit die verzögerte Schwelle aktuali siert - in anderen Worten heißt das, daß dann die momentane Schwelle wiederum in der verzögerten Schwelle gespeichert wird. Dieses Verfahren hat zur Folge, daß bestimmte Schritt puls-Repolarisationswellen erfaßt werden; in diesem Fall wird die Beseitigungsperiode verlängert, so daß die Repola risationswelle beseitigt wird. Eine "verzögerte Schwelle" wird verwendet, da die Schwelle, die während der Beseiti gungsperiode aktuell sein würde, auf Daten basieren würde, die den Hauptschrittpuls selbst einschließen, und folglich zu hoch eingestellt sein würde (dreimal die maximale Neigung des Hauptschrittpulses), um die Repolarisationswelle zu er fassen. Das Aktualisieren der verzögerten Schwelle, wenn etwas die verzögerte Schwelle überschreitet, verhindert, daß die folgende unerwünschte Situation auftritt: wenn der De tektor anfänglich in einer Periode eines hohen Frequenzrau schens auslöst, könnte die Beseitigungsperiode fortgesetzt verlängert werden, bis das Rauschen endet.

Sobald das EKG-Signal, bei dem die Schrittpulse entfernt sind, gefiltert wurde, 618, 620 oder 622, kann es erwünscht sein, daß der Schrittpuls wieder in die gefilterten Daten 624 eingefügt wird. Wenn ein Schrittpuls beseitigt wird, wird eine Darstellung der beseitigten Daten wie folgt ge speichert: ein Signal wird für die Zeitperiode der beseitig ten Daten erzeugt, das der Unterschied zwischen dem 1 KHz-Si gnal (das aus dem 4 KHz-Signal ohne Schrittpulse gefiltert wird) und dem 4 KHz-Signal, das die Schrittpulse enthält, ist; diese 4 KHz-Daten, die den beseitigten Schrittpuls dar stellen, werden dann auf die geringere Datenrate der Filter wege 618, 620 oder 622 reduziert, indem die 4 KHz-Abtastwer te, die einem Abtastwert mit der geringeren Datenrate ent sprechen, miteinander addiert werden (statt dessen könnte eine Höchstwertaufnahme und keine Mittelung verwendet wer den). Ein Schrittpuls wird wieder eingefügt, indem diese Da ten zu dem EKG-Signal, das eine Folge der Filterwege 618, 620 oder 622 ist, addiert werden. Alternativ könnte ein Standardschrittpuls wieder eingefügt werden, oder ein Schrittpuls, der basierend auf der Messung des tatsächlichen Schrittpulses rekonstruiert worden ist, könnte wieder einge fügt werden.

Im Vorhergehenden wurde ein spezifisches Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben. Zusätzliche Veränderungen werden Fachleuten offensichtlich sein. Obwohl die Erfindung in Zu sammenhang mit einem speziellen Patientenüberwachungssystem beschrieben wurde, kann dieselbe beispielsweise ferner in anderen Typen von Patientenüberwachungssystemen verwendet werden (einschließlich alleinstehenden Bettüberwachungsvor richtungen, die nicht mit irgendeiner Zentralstation verbun den sind). Ferner könnte die Erfindung in anderen Systemen verwendet werden, die EKG-Signale verarbeiten, beispielswei se einem diagnostischen Kardiographen oder einem Holter-Über wachungssystem. Andere Techniken können ebenfalls zur Schrittpulsbeseitigung verwendet werden, beispielsweise: die Region des Schrittpulses kann durch eine lineare Interpola tion zwischen den Endpunkten der Region ersetzt werden; eine Abschätzung der Form des Schrittpulses kann durchgeführt werden, und dieser abgeschätzte Puls kann von dem EKG-Signal subtrahiert werden. Folglich ist die Erfindung nicht auf die spezifischen Details und das veranschaulichende Beispiel, das in dieser Beschreibung gezeigt und beschrieben ist, be grenzt. Vielmehr ist es die Aufgabe der beigefügten Ansprü che, alle solchen Abweichungen und Modifikationen, die in nerhalb des Geistes und des Bereichs der Erfindung liegen, abzudecken.

Claims

1. Vorrichtung zum Erfassen von Schrittpulsen in einem EKG-Signal (202, 208, 210) mit folgenden Merkmalen:

(A) einer Einrichtung zum Verarbeiten des EKG-Signals, um ein Neigungssignal zu erzeugen, das eine Bewer tung der Neigung des EKG-Signals (702, 704) ist;
(B) einer Einrichtung zum wiederholten Bestimmen und Ak tualisieren einer Neigungsschwelle, wobei die Nei gungsschwelle basierend auf der Analyse des Nei gungssignals über einem Zeitintervall bestimmt wird, das kleiner ist als die Zeit zwischen Schrittpulsen, die erfaßt werden sollen (720);
(C) einer Einrichtung zum Bestimmen, wenn die Größe des Neigungssignals die Schwelle (708) überschreitet; und
(D) einer Einrichtung zum Erfassen, wenn eine positive Neigung, die als die Schwelle überschreitend identi fiziert wurde, innerhalb einer speziellen Zeit einer negativen Neigung liegt, die als die Schwelle über schreitend identifiziert wurde, wobei die spezielle Zeit auf erwarteten Breiten der Schrittpulse, die erfaßt werden sollen, basiert (710, 712, 714, 716).

2. Computer-lesbarer Speicher (204), der derart konfigu riert ist, daß derselbe verwendet werden kann, um einen Computer (202) zu steuern, um ein EKG-Signal gemäß fol genden Schritten zu analysieren:

(A) Verarbeiten des EKG-Signals, um ein Neigungssignal zu erzeugen, das eine Bewertung der Neigung des EKG-Signals (702, 704) ist;
(B) Bestimmen, wenn die Größe des Neigungssignals eine Schwelle (708) überschreitet;
(C) Erfassen, wenn eine positive Neigung, die als die Schwelle überschreitend identifiziert wurde, inner halb einer speziellen Zeit einer negativen Neigung, die als die Schwelle überschreitend identifiziert wurde, liegt, wobei die spezielle Zeit auf erwarte ten Breiten der Schrittpulse, die erfaßt werden sol len, basiert (710, 712, 714, 716); und
(D) Aktualisieren der Schwelle, wobei die Schwelle ba sierend auf der Analyse des Neigungssignals über ei nem Zeitintervall, das geringer ist als die Zeit zwischen Schrittpulsen, die erfaßt werden sollen (720), bestimmt wird.

3. Patientenüberwachungsvorrichtung mit folgenden Merkma len:

(A) einer EKG-Eingangsschaltung zum Herstellen einer Verbindung mit Elektroden, um ein analoges EKG-Si gnal von einem Patienten zu messen und das analoge EKG-Signal in ein digitales EKG-Signal (210) umzu wandeln; und
(B) einem Schrittpulsdetektor mit folgenden Merkmalen: einer Einrichtung zum Verarbeiten des digitalen EKG-Signals, um ein Neigungssignal zu erzeugen, das eine Bewertung der Neigung des EKG-Signals (702, 704) ist,

einer Einrichtung zum wiederholten Bestimmen und Aktualisieren einer Neigungsschwelle, wobei die Neigungsschwelle basierend auf der Analyse des Neigungssignals über einem Zeitintervall, das kleiner ist als die Zeit zwischen Schrittpulsen, die erfaßt werden sollen (720), bestimmt wird,
einer Einrichtung zum Bestimmen, wenn die Größe des Neigungssignals die Schwelle überschreitet (708), und
einer Einrichtung zum Erfassen, wenn eine positive Neigung, die als die Schwelle überschreitend iden tifiziert wurde, innerhalb einer speziellen Zeit einer negativen Neigung, die als die Schwelle überschreitend identifiziert wurde, liegt, wobei die spezielle Zeit auf erwarteten Breiten von Schrittpulsen, die erfaßt werden sollen, basiert (710, 712, 714, 716).

4. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 3, bei der die Schwelle etwa dreimal dem Spitzenwert der Neigung über dem analysierten Intervall ist.

5. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 4, bei der die spezielle Zeit etwa 3 Millisekunden beträgt.

6. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 5, die fer ner eine Einrichtung zum Erzeugen eines modifizierten EKG-Signals aufweist, wobei ein Abschnitt des Signals, das einen erfaßten Schrittpuls aufweist, wesentlich mo difiziert wird (614).

7. Vorrichtung gemäß Anspruch 6, bei der die Einrichtung zum Erzeugen eines modifizierten EKG-Signals:

(1) eine anfängliche Schwelle speichert;
(2) EKG-Daten für eine vorbestimmte Ersetzungsperiode ersetzt; und
(3) während der Ersetzungsperiode nach einer Neigung, die die Schwelle überschreitet, sucht, und wenn eine solche Neigung erfaßt wird, die Ersetzungsperiode verlängert und die anfängliche Schwelle durch einen neuen Wert ersetzt.

8. Vorrichtung gemäß Anspruch 6, bei der die Einrichtung zum Erzeugen eines modifizierten EKG-Signals:

(1) ein modifiziertes EKG-Signal erzeugt, aus dem Schrittpulse im wesentlichen beseitigt wurden;
(2) das modifizierte EKG-Signal filtert; und
(3) Schrittpulsdaten wieder in das modifizierte EKG-Signal einsetzt.

9. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 8, bei der die EKG-Eingangsschaltung und die Schrittpuls-Erfas sungsvorrichtung in ein vom Patienten getragenes Gerät eingebettet sind, das einen drahtlosen Übertragungssen der zum Übertragen von EKG-Daten aufweist.

10. Verfahren zum Analysieren eines EKG-Signals von einem Patienten, um Artefakte in dem EKG-Signal, die eine Fol ge einer künstlichen Schrittgebung für das Herz des Pa tientens sind, zu identifizieren, mit folgenden Schrit ten:

(A) Verarbeiten des EKG-Signals, um ein Neigungssignal zu erzeugen, das eine Bewertung der Neigung des EKG-Signals (702, 704) ist;
(B) Bestimmen, wenn die Größe des Neigungssignals eine Schwelle (708) überschreitet;
(C) Erfassen, wenn eine positive Neigung, die als die Schwelle überschreitend identifiziert wurde, in nerhalb einer speziellen Zeit einer negativen Nei gung, die als die Schwelle überschreitend identi fiziert wurde, liegt, wobei die spezielle Zeit auf erwarteten Breiten von Schrittpulsen, die erfaßt werden sollen, basiert (710, 712, 714, 716); und
(D) Aktualisieren der Schwelle, wobei die Schwelle ba sierend auf der Analyse des Neigungssignals über einem Zeitintervall, das kleiner ist als die Zeit zwischen Schrittpulsen, die erfaßt werden sollen, ist, bestimmt wird (720).