DE19637876B4

DE19637876B4 - EKG-Schrittpuls-Erfassung und -Verarbeitung

Info

Publication number: DE19637876B4
Application number: DE19637876A
Authority: DE
Inventors: Earl C. Yamhill Herleikson
Original assignee: Agilent Technologies Inc
Current assignee: Agilent Technologies Inc
Priority date: 1995-10-16
Filing date: 1996-09-17
Publication date: 2005-03-31
Anticipated expiration: 2016-09-18
Also published as: GB9616527D0; JP3982856B2; DE19637876A1; GB2306661B; JPH09164122A; US5682902A; GB2306661A

Abstract

Vorrichtung zum Erfassen von Schrittmacherpulsen 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 Bewertung der Neigung des EKG-Signals (702, 704) ist;
(B) einer Einrichtung zum wiederholten Bestimmen und Aktualisieren einer Neigungsschwelle, wobei die Neigungsschwelle basierend auf der Analyse des Neigungssignals über ein Zeitintervall bestimmt wird, das kleiner ist als die Zeit zwischen zu erfassenden Schrittmacherpulsen (718, 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 identifiziert wurde, innerhalb einer speziellen Zeit einer negativen Neigung liegt, die als die Schwelle überschreitend identifiziert wurde, wobei die spezielle Zeit auf erwarteten Breiten der Schrittmacherpulse, die erfaßt werden sollen, basiert (710, 712, 714, 716).

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 liefern wertvolle Informationen für den Gesundheitsfürsorge-Berufsstand. Die Pumpfunktion des Herzens wird durch die elektrochemische Aktivität im Herz gesteuert. Diese elektrochemische Aktivität kann als elektrische Signale an Elektroden erfaßt werden (die üblicherweise auf der Oberfläche des Körpers plaziert werden, wobei die Elektroden jedoch auch invasiv sein können). Diese Signale sind als Elektrokardiogramm oder EKG-Signale bekannt. Die Analyse der EKG-Signale kann viele Aspekte des Herzzustands anzeigen (beispielsweise Störungen der elektrischen Aktivierung des Herzens oder eine Vergrößerung der Herzkammern), die die Fähigkeit des Herzens, Blut durch den Körper zu pumpen, negativ beeinflussen können.
Bei einigen Patienten, beispielsweise solchen mit schwerwiegenden Rhythmusstörungen, werden elektrische Geräte verwendet, 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 Hochfrequenzgehalt und weisen ein geringes Tastverhältnis auf (im allgemeinen 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 weisen eine kleine Amplitude auf und leiden häufig unter einer Störung von vielen Quellen (beispielsweise Versorgungsleitungen, anderen elektrischen Geräten, einer elektrischen Aktivität in anderen Muskeln als dem Herzen). Bei einem Versuch, den Teil des Signals, der die Herzaktivität anzeigt, zu separieren, werden EKG-Signale einer Filterung unterworfen. Wenn ein Schrittpuls der Tiefpaßfilterung, die typischerweise auf ein EKG-Signal angewendet wird (wie es häufig beim Reduzieren von Muskelartefakten nützlich ist) unterworfen 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 Zuverlässigkeit der nachfolgenden EKG-Analyse reduzieren, beispielsweise indem dieselben fälschlicherweise als ein QRS-Komplex erkannt werden (dem Abschnitt des EKG-Signalverlaufs, der der Kontraktion der Herzventrikel zugeordnet ist). Die Schrittpulserfassung kann verwendet werden, um die Unterscheidung zwischen QRS-Komplexen und Schrittpulsschwänzen zu unterstützen, 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 erfassen, beispielsweise die folgenden. Das U.S.-Patent 4,574,813 beschreibt einen Lösungsansatz unter Verwendung einer analogen Spezialschaltung, um Schrittpulse zu erfassen und zu ersetzen. Das U.S.-Patent 4,664,116 beschreibt einen Lösungsansatz, der ein Hochpaß-gefiltertes EKG-Signal mit einer variablen Schwelle vergleicht. Das U.S.-Patent 4,832,041 beschreibt einen Lösungsansatz, der eine Kombination eines Schrittpulsdetektors, der auf einer analogen Spezialschaltung basiert, mit einem Software-implementierten Schritt puls-Erfassungsalgorithmus verwendet; der Algorithmus wertet die EKG-Neigung aus und vergleicht dieselben mit einer Neigungsschwelle, die auf erfaßten QRS-Komplexen basiert.

Die US-A-5,305,576 A1 beschreibt ein ambulantes Patientenüberwachungssystem zur Überwachung des Betriebs eines Schrittmachers und der Reaktion eines Patienten, der mit einem solchen Schrittmacher ausgerüstet ist. Die Beziehung zwischen den erfaßten Schrittmacherpulsen und der Herzantwort wird analysiert, die Form und der Zeitverlauf der Herzantworten werden analysiert, und entsprechende Datentsignale werden erzeugt. Mittels eines Spitzenwertgenerators werden elektrische Impulse erfaßt, welche eine Schrittmacherspitze darstellen. Ferner ist ein Differenzierer vorgesehen, dem das EKG-Signal zugeführt wird, und der im Fall des Empfangs eines Schrittmacherimpulses ein größeres Differenzsignal als das zugrundeliegende EKG-Signal erzeugt, welches sich im Vergleich zu den Schrittmacherspitzen relativ langsam ändert. Das Differenzsignal wird mit einer festen Schwelle verglichen, und bei Überschreiten der Schwelle wird ein entsprechendes Komparatorausgangssignal an einen Impulsgenerator weitergeleitet.

Die US-A-5,381,803 beschreibt einen QRS-Detektor für einen Defibrillator, bei dem eine Neigungsschwelle aufgrund von Neigungsdaten bestimmt wird, die während eines verstrichenen Zeitbereichs von vorbestimmter Länge erfaßt wurden. Die Neigungsschwelle für die QRS-Erfassung basiert auf der Analyse einiger Herzzyklen, wobei dem QRS-Detektor Spitzenwerte der vorhergehenden Zeitbereiche zugeführt werden.

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Vorrichtung zum Erfassen von Schrittmacherpulsen in einem EKG-Signal zu schaffen, die eine verbesserte Analyse von EKG-Signalen, die künstliche Schrittpulse enthalten, ermöglichen, und ein Verfahren zum Analysieren eines EKG-Signals zu schaffen, um Artefakte in dem EKG-Signal, die eine Folge einer Herzschrittgebung sind, zu identifizieren.

Diese Aufgabe wird durch eine Vorrichtung zum Erfassen von Schrittpulsen gemäß Anspruch 1 und 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 digitalisierten EKG-Signal, wird ein Signal abgeleitet, das eine Bewertung 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-Neigungssignals wiederholt aktualisiert; somit stellt sich die Schwelle 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 Polarität 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 Wiedereinfügung können Parameter, die aus dem Schrittpuls gemessen werden, 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-Wiedereinfügungsalternative 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 Kombination der vorliegenden Erfindung der Erfassung von zwei Neigungen und der schnellen Schwellenanpassung hat eine besonders hohe Zurückweisung von schmalen R-Wellen zur Folge. Obwohl eine schmale R-Welle eine sehr steile Neigung aufweisen kann, wird die R-Welle im allgemeinen breit genug sein, derart, daß zu der Zeit, zu der ihre zweite Flanke erfaßt werden würde, ein Anfangsabschnitt der R-Welle in der Neigungsschwellenerfassung beinhaltet gewesen wäre; dies erhöht voraussichtlich die Neigungsschwelle derart, daß die zweite Flanke die Schwelle nicht überschreiten wird.

Viele frühere Systeme verwendeten eine spezialisierte analoge Schaltung für die Schrittpulserfassung. Im Gegensatz dazu erfaßt ein System gemäß der vorliegenden Erfindung Schrittpulse ohne den Bedarf nach analogen Komponenten über diejenigen in dem Haupt-EKG-Digitalisierungssignalweg hinaus. Zusätzlich zum Reduzieren des erforderlichen Schaltungsaufwands (was sowohl Kosteneinsparungen als auch eine Größenre duzierung liefern kann) ermöglicht dieser Lösungsansatz Systemaktualisierungen, einschließlich des Schrittpuls-Verarbeitungsteils 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 vorliegenden Erfindung keine R-Wellen-Erfassungsinformationen. Folglich ist der vorliegende Lösungsansatz für die Schrittpulserfassung besonders in Systemen brauchbar, bei denen eine 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 Telemetrieeinheit stattfindet und die R-Wellen-Erfassung nicht stattfindet, bis das EKG-Signal die Zentralstation erreicht).

Bevorzugte Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung werden nachfolgend bezugnehmend auf die beiliegenden Ansprüche näher erläutert. Es zeigen:
1 ein Gesamtblockdiagramm eines EKG-Überwachungssystems;
2 ein Blockdiagramm einer tragbaren Überwachungskomponente eines EKG-Überwachungssystems, bei dem die vorliegende Erfindung implementiert ist;
3 ein Blockdiagramm der funktionellen Organisation eines Gatterarrays in der tragbaren Überwachungsvorrichtung;
4 ein Blockdiagramm einer EKG-Eingangsschaltung in der tragbaren Überwachungsvorrichtung;
5 ein Flußdiagramm, das die gesamte EKG-Signalverar beitung zeigt;
6 ein Flußdiagramm, das die Signalverarbeitung zeigt, die für jeden EKG-Anschluß durchgeführt wird; und
7 ein Flußdiagramm, das die einzelnen Schritte der Schrittpulserfassung darstellt.
Die Erfindung wird detailliert im Zusammenhang mit einem flexiblen Patientenüberwachungssystem beschrieben, das einige der Attribute eines EKG-Telemetriesystems und einige Attribute eines Bettüberwachungssystems kombiniert.
Gesamtes Patientenüberwachungssystem
Das gesamte Patientenüberwachungssystem ist in 1 dargestellt, und weist eine tragbare Überwachungsvorrichtung 102, eine zentrale Überwachungsstation 112 und eine Anschlußstation 104 auf. Diese Komponenten können mit Geräten zum Messen von Parametern über diejenigen hinaus, die durch die tragbare Überwachungsvorrichtung 102 gemessen werden, verbunden sein, und können ferner mit anderen Patienten zugeordneten Geräten (beispielsweise Ventilatoren) verbunden sein.
Die tragbare Überwachungsvorrichtung 102 ist Batteriebetrieben und ausreichend kompakt, daß dieselbe von einem Patienten 120 getragen werden kann. Elektrische Anschlußleitungen verbinden die tragbare Überwachungsvorrichtung 102 mit EKG-Elektroden an dem Patienten 120. Tragbare Meßgeräte 108, die einen Schaltungsaufbau zum Messen zusätzlicher Parameter 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 Patienten. Dieselbe ist mit einer Leistung und mit anderen Geräten 106 verbunden, die sich am Bett des Patienten befinden (beispielsweise Geräte zum Durchführen zusätzlicher Messungen von dem Patienten 120, oder einer Ausrüstung wie z.B. Ventilatoren 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 tragbaren Überwachungsvorrichtung 102 zu der Zentralstation. Daten von der Bettausrüstung fließen von dem Patienten 120 zu dieser 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 Rechenfähigkeit (beispielsweise ein Handcomputer) kann mit der tragbaren Überwachungsvorrichtung 102 verbunden sein, um eine Anzeige der EKG-Signale und weiterer Daten zu liefern, und um eine verbesserte Benutzerschnittstelle zur Interaktion 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-Überwachungsvorrichtung könnte mit der Anschlußstation 104 verbunden sein (um Daten für eine HF-Übertragung zu der Zentralstation 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 Überwachungsvorrichtung 102.
Die verschiedenen Verbindungen zwischen den Systemkomponenten 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 Überwachungsvorrichtung 102 ist in 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-Sensor 222 und eine EKG-Eingangsschaltung 210 auf. Der digitale Signalprozessor-Chip (DSP-Chip; DSP = Digital Signal Prozessor) 202 ist über einen Gatterarray-Chip 208, der eine Vielzahl von Funktionen implementiert, mit denselben verbunden.
Der DSP 202 (beispielsweise ein Motorola DSP 56007) kann direkt von einem seriellen EEPROM (EEPROM = Electrically Erasable 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 8Kx8-Bit-EEPROM 204 und ein 32Kx8-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 Umprogrammieren des EEPROM aktualisiert wird).
Die seriellen Tore 212, 214, 216 liefern sowohl eine direkte elektrische Verbindung 212, 214 als auch eine drahtlose Verbindung (beispielsweise über Infrarotlicht) 216 mit anderen Geräten. Die Parameter, die durch die tragbare Überwachungsvorrichtung 102 gemessen werden, können durch das Verbinden eines seriellen Tors 212 mit tragbaren Meßeingangsschaltungen, beispielsweise zum Messen von SpO2, erweitert werden. Die tragbare Überwachungsvorrichtung 102 kann ferner mit einer relativ festen Ausrüstung, beispielsweise Bett-Überwachungsvorrichtungen 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 Signale anzeigen kann, die durch die tragbare Überwachungsvorrichtung 102 gemessen werden; das IR-Tor 216 ist besonders geeignet, um eine einfache Möglichkeit zu liefern, um eine temporäre Verbindung mit der tragbaren Überwachungsvorrichtung 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 werden kann, um gemessene Parameter zusätzlich zu denjenigen, die durch die tragbare Überwachungsvorrichtung selbst gemessen 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 aus-geschaltet werden können. Diese Anzeigerleuchten können verwendet werden, um Anschluß-Abgeschaltet-Anzeigen zu geben. Zusätzlich können dieselben verwendet werden, um eine R-Wellen-Erfassung und eine Schrittpulserfassung anzuzeigen.
Der Schwestern-Rufknopf 222 kann über das Gatterarray 208 durch den DSP 202 gelesen werden.
Der Anschlußsatz-Verbinder in der tragbaren Überwachungsvorrichtung 102 weist eine Anzahl von Schaltern 224 auf. Unterschiedliche Typen von Anschlußsätzen schließen unterschiedliche Kombinationen von Schaltern in dem Verbinder. Diese Schalter 224 sind mit dem Gatterarray 208 verbunden, was ermöglicht, daß der DSP 202 automatisch seine EKG-Verarbeitung gemäß dem verwendeten Anschlußsatz-Typ konfiguriert (beispielsweise 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 ausgeschaltet sein, wenn sie nicht verwendet wird.
Das Gatterarray 208, die EKG-Eingangsschaltung 210 und der DSP 202 werden nachfolgend detaillierter beschrieben.
Gatterarray
Wie in 3 gezeigt ist, umfaßt das Gatterarray 208 einen Schaltungsaufbau, um eine Vielzahl von Funktionen durchzuführen, einschließlich des Erzeugens von Taktsignalen 302, einen Zeitüberwachungs-Zeitgeber 308, drei Pulsbreitenmodulator-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 Schnittstelle 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 einen Synthesizerchip Motorola MC145192 verwendet. Der Deltamodulator 312 ist zum Formatieren eines seriellen Datenstroms, 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-Rückkopplungssignal, und ein Hochfrequenz-Rückkopplungssignal. Es existieren vier zusätzliche Signale für den Treiber für das rechte Bein: eines, um ein Kalibrierungssignal mit der Treiberschaltung für das rechte Bein zu verbinden (Kalibrierungsschaltersteuerung), und drei, um die Meßkanäle auszuwählen, die für die Eingabesummation verwendet werden sollen, um das Treibersignal für das rechte Bein zu erzeugen (Schaltersteuerung B).
Das Gatterarray 208 zählt die Anzahl der 6,4 MHz-Taktzyklen, wenn die Ausgabe des A/D-Komparators für jeden BKHz-Taktzyklus hoch ist. Die Ausgabe des Komparators (von der EKG-Eingangsschaltung, 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 Niederfrequenzrückkopplung ausgegeben. Das Hochfrequenz-Rückkopplungssignal führt die Funktion einer 11-Bit-A/D-Wandlung mit einer Umwandlungsrate von 4 KHz durch (Umwandlungswertebereich von 0 bis 1.600). Die Niederfrequenzrückkopplung weist eine Bandbreite von 222 Hz und eine offene Schleifenverstärkung 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 größtenteils durch den verfügbaren Raum auf dem Gatterarray bestimmt. Da die Kalibrierung für jeden Kanal einzeln durchgeführt 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 zwischengespeicherten A/D-Ausgabe getrennt und mit einem Pulsbreitenmodulierten Signal von einem der DAWs 306 verbunden. Dieses Pulsbreiten-modulierte Signal wendet eine bekannte Schrittfunktion auf das 6,6Hz-Tiefpaßfilter an, um sowohl die offene Schleifenverstärkung als auch die Eckfrequenz zu kalibrieren. Die zweite Kalibrierungsfunktion besteht darin, ein Kalibrierungssignal an dem Integrator des Treibers für das rechte Bein zu summieren. Dies bewirkt, daß eine Schrittspannung auf allen vier Kanälen auftritt. Mit dieser Schrittänderung kann der Verstärkungsunterschied aller Kanäle korrigiert werden.
EKG-Eingangsschaltunq
Wie in 4 gezeigt ist, weist die tragbare Überwachungs vorrichtung 102 einen Schaltungsaufbau auf, um ein Treibersignal 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-Schaltungsaufbau 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-Sperrverhalten der EKG-Eingangsschaltung zu verbessern. Die Massereferenz des Treiberverstärkers für das rechte Bein kann auf eine Kalibrierungsspannung geschaltet und mit den Eingängen zu allen vier EKG-Meßkanälen verbunden werden. Durch das Messen des Kalibrierungssignals, das an alle Kanäle angelegt 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 verbessert die Fähigkeit dieser Differenzoperation, Gleichtaktsignale zu beseitigen, die verglichen mit der Größe des gewünschten EKG-Signals groß sein können.
Der Eingangsschaltungsaufbau für jede der vier Eingangselektroden 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 500Hz-Datenrate, wird die LSB-Auflösung aufgrund der Tatsache, daß benachbarte Abtastwerte einer Integrations-A/D-Wandlung korreliert sind, 2 Mikrovolt. Wie in 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 Kalibrierungssignal, ein festes quadratisches Signal mit 8 KHz und einem Tastverhältnis von 50%, ein Niederfrequenz-Rückkopplungssignal für jeden der vier Eingangskanäle und ein Hochfrequenz-Rückkopplungssignal für jeden der vier Eingangskanäle.
Der Eingangsschaltungsaufbau für jede der vier Eingangselektroden weist einen Eingangsschutz, ein 3KHz-Tiefpaßfilter und eine Anschluß-Abgeschaltet-Stromquelle von 25 nA durch einen Widerstand 100 MaΩ 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 8KHz-Welligkeit mit 1,5mVpp (mVpp = mV Spitze-Spitze) enthält, zu summieren, welche dann um einen Faktor von 16 verstärkt wird. Schließlich wird das Signal mit einem Pulsbreitenmodulations-Sigma-Delta-A/D-Wandler, der eine Nullantwort für die 8KHz-Welligkeit des Rückkopplungssignals aufweist, in ein digitales 11-Bit-Wort umgewandelt. Die zwischengespeicherte Komparatorausgabe des A/D-Wandlers ist das Niederfrequenz-Rückkopplungssignal, das eine Schleife um die Verstärkungsstufe und den A/D-Wandler schließt. Dies bedeutet, daß das endgültige, digitalisierte Signal eine Gleichsignal-Verstärkung aufweist, die durch die Genauigkeit des Niederfrequenz-Rückkopplungssignals eingestellt ist, mit einer Nullstelle bei 6,6 Hz und einem Pol bei 222 Hz (6,6 Hz mal der offenen Schleifenverstärkung von 33,6). Nur zwei Werte müssen 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 Verstärkung von etwa 34 (es existiert eine Verstärkung eines Faktors von etwa 2 an dem Summationsknoten, während der Operationsverstärker selbst eine Verstärkung von etwa 16 liefert, wobei die resultierende Gesamtverstärkung etwa 34 beträgt). Das Gatterarray 208 erzeugt ein Niederfrequenz-Rückkopplungssignal durch eine Pulsbreitenmodulation eines 8KHz-Rechtecksignals, das zwischen +1,235 und –1,235 Volt geschaltet 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 Eingangspufferverstärkers 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 Rückkopplungssignals beträgt etwa 34. Die geschlossene Schleifenbandbreite ist folglich 222 Hz. Da dieses Rückkopplungssignal 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 6,6Hz-Pols zu messen. Die Verstärkungsgenauigkeit des A/D-Wandlers ist durch die Genauigkeit des Niederfrequenz-Rückkopplungssignals, einschließlich der Spannung und der Zeitgebung, eingestellt.
Die letzte Stufe des Eingangsschaltungsaufbaus könnte als ein Pulsbreitenmodulations-Sigma-Delta-A/D-Wandler bezeichnet werden. In den invertierenden Eingang eines Integrationsoperationsverstärkers, 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-Rückkopplungssignal addiert wurde). Das zweite Signal ist das Hoch frequenz-Rückkopplungssignal, das von der Komparatorausgabe abgeleitet wurde. Das dritte Signal ist ein festes 8KHz-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 Rückkopplungssignal (die Hochfrequenzrückkopplung) zu dem Eingang des Integrationsoperationsverstärkers verwendet, derart, daß mit der Zeit der Durchschnitt gleich dem Eingangssignal 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 Addieren eines festen 8KHz-Rechtecksignals an dem Summationsknoten mit der doppelten Amplitude des Rückkopplungssignals wird der Komparator seinen Zustand während einer Periode des 8KHz-Taktzyklusses nur zweimal ändern. Dies reduziert die Geschwindigkeits- und Genauigkeits-Anforderungen des Komparators 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 8KHz-Signal), weist diese letzte Stufe eine Verstärkung von 2 auf. Bei einem Bereich von ±1,235 V für das Rückkopplungssignal ist der Eingabebereich bezogen auf den Eingang ±12,8 mV.
Die Zeitkonstante des A/D-Wandlers ist die Hälfte der Periode des 8KHz-Takts oder 62,5 Mikrosekunden. Dies übersetzt in ein Einpol-Tiefpaßfilter von 2 KHz. Da der Mittelwert der Daten über die 8KHz-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 mathematische Beschreibung ist sin(π × 8 KHz/f)/(π × 8 KHz/f). Dies erzeugt eine exzellente Antialiasing-Sperrfähigkeit.
Beispielsweise wird bei einem 125Hz-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 3KHz-Tiefpaßfilters am Eingang und des 2,5KHz-Tiefpaßfilters, das durch den 8KHz-A/D-Wandler erzeugt 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 5 liest der DSP 202 (von dem Gatterarray 208) die Daten von den vier A/D-Wandlern 502, wobei jeder Abtastwert von jedem dieser vier Signale in einem 16-Bit-Wort gespeichert wird. Diese vier Signale werden jeweils mit ihrer Kalibrierungskonstante multipliziert, die hinsichtlich der gemessenen Polnullstellenantwort der Niederfrequenzrückkopplung 504 korrigiert ist. Ferner werden diese Signale alle 32 Millisekunden ausgewertet, um zu bestimmen, ob irgendwelche in einem Anschluß-Abgeschaltet-Zustand 506 sind. Signale, die jede der klinischen 'Anschlüsse' II, III und MCL darstellen, werden durch das Kombinieren 508, 510 der Signale von den vier Meßelektroden 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 Brustelektrode (modified chest electrode), d.h. eine Messung zwischen einer Brustelektrode und LA). Jedes dieser drei Anschlußsignale wird dann verarbeitet 508, 512, wie detaillierter in 6 dargestellt ist.
Wie in 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 Schrittpulserfassung 602 verwendet (die detaillierter nachfolgend in Verbindung mit 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 Abtastwerten 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 Signalverarbeitungssequenzen 618, 620, 622 für die weitere Verarbeitung der Signale mit 1.000 Abtastwerten pro Sekunde ausgewählt 616. Diese Verarbeitung 618, 620, 622 umfaßt eine weitere Tiefpaßfilterung 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 Kommunikationsprotokoll, 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 Millisekunden) und einen Hochfrequenzgehalt (für eine auf Hardware basierende Schrittpulserfassung kann eine 2KHz-Bandpaßfilterung 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 irgendeiner Tiefpaß- oder Hochpaß-Filterung. Eine Tiefpaßfilterung kann den Schrittpuls verbreitern, und eine Hochpaßfilterung kann einen Schwanz erzeugen, der dem Schrittpuls folgt. Dies kann bewirken, daß der Schrittpuls mehr wie eine R-Welle aussieht; derartige Änderungen können die automatisierte Signalanalyse, um Rhythmusstörungen zu erfassen, stören.
Das veranschaulichende Ausführungsbeispiel erfaßt Schrittpulse unter Verwendung einer Hochdatendarstellung des EKG-Signals (4 KHz Abtastrate). Dasselbe bietet dann zwei Alternativen, 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 Schrittpulsparameter bei einer nachfolgenden Verarbeitung verwendet werden können. Diese Techniken zum Handhaben von Schrittpulsen liefern genaue Darstellungen von Schrittpulsen, während ermöglicht wird, daß das EKG übertragen, gespeichert und unter Verwendung einer relativ geringen Datenmenge oder Bandbreite 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 Millisekunden zu erfassen. Es ist sehr wünschenswert, Schrittpulse mit Breiten von 0,1 Millisekunden bis 0,5 Millisekunden zu erfassen, wobei bei diesem veranschaulichenden Ausführungsbeispiel 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 Ausführungsbeispiels ist die Zurückweisung einer falschen Erfassung jedes Signals, das kein Schrittpuls ist. Mögliche Quellen für falsche Erfassungen sind weißes Rauschen, Muskelartefakte, sehr schmale R-Wellen, Pulse bei höheren Raten, beispielsweise 50/60Hz-Leitungsfrequenzen, oder jeder periodische 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 aufweisen, die größer ist als dreimal die Spitzenamplitude der Flanken der letzten vergangenen 64 Millisekunden. Dieses Zeitfenster ist eingestellt, um größer zu sein als die erwartete 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.
7 zeigt den Teil der Signalverarbeitung des DSP 202, der auf die Schrittpulserfassung fokussiert ist. Diese Verarbeitung wird auf jedem 4000-Abtastwerte-Pro-Sekunde-'Anschluß' (beispielsweise II, III und MCL) durchgeführt, von denen jeder in der folgenden Beschreibung als x[t] bezeichnet wird. Für jeden Anschluß wird die Verarbeitung, die in 7 dargestellt ist, alle 16 Abtastwerte wiederholt; folglich wird jedesmal, wenn die Verarbeitung von 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 Neigung von x[t] ist; dieses Neigungssignal wird als y[t] bezeichnet. Die spezielle Neigungsbewertung, die bei dem veranschaulichenden 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 Speichereffizienz ist diese Neigungshöchstwertgeschichte als ein Kreispuffer der 16 Neigungsbetrag-Höchstwerte gehalten, wobei jeder derselben der Neigungsbetrag-Höchstwert für ein Intervall von 4 Millisekunden ist. Folglich liefert der Neigungsbetrag-Höchstwertpuffer eine Geschichte von 64 Millisekunden, 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 größten 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 Neigungsbetrag-Höchstwertpuffer gespeichert. Danach wird die Schwelle 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 Anfangswerte 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 eingestellt 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 momentane Neigungsschwelle (Block 708), dann ist für jedes y[n] für n = (t – 28) bis n = (t – 13) (Block 706) y[n] eine Kandidaten-Schrittpulsflanke. 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 abgesucht (Blöcke 712 und 714). Die zweite Flanke muß eine Neigung aufweisen, die größer ist als die momentane Neigungsschwelle (Block 712) und muß ferner eine Polarität aufweisen, die entgegengesetzt zu der Polarität der Kandidatenflanke ist (Block 714). Wenn eine entsprechende zweite Flanke 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 Verarbeitungsblöcke unterteilt sein.
Schrittpulsverarbeitung
Wenn ein Schrittpuls erfaßt ist 608, wird die Schrittpulsamplitude gemessen 610, indem der Unterschied zwischen dem Höchstwert des Schrittpulses und dem Durchschnitt von 2 Millisekunden der Signaldaten gerade vor dem Schrittpuls verwendet 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 ebenfalls berechnet werden. Derartige Parameter können zusammen mit einer Zeitmarkierung zusammen mit den EKG-Daten übertragen werden, um in der nachfolgenden EKG-Verarbeitung, der Analyse und/oder der Anzeige verwendet zu werden. Außerdem kann eine Schrittpulserfassung durch ein momentanes Aufhellen einer Anzeigerleuchte 220 angezeigt werden.
Wenn Schrittpulse aus dem EKG-Signal entfernt werden sollen 612, wird diese Entfernung 614 auf den 4KHz-Daten durchgeführt. 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 Millisekunden 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 langen Schrittpulse zu entfernen, beginnt das veranschaulichende 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 einem Ort gespeichert, der als die 'verzögerte Schwelle' bekannt ist. Wenn während der Schrittpuls-Beseitigungsperiode eine Neigung erfaßt wird, die die verzögerte Schwelle überschreitet, wird die Beseitigungsperiode verlängert, so daß sich dieselbe um 12 Millisekunden nach dieser erfaßten Neigung fortsetzt. Wenn eine derartige Neigung erfaßt wird, wird ferner zu dieser Zeit die verzögerte Schwelle aktualisiert – in anderen Worten heißt das, daß dann die momentane Schwelle wiederum in der verzögerten Schwelle gespeichert wird. Dieses Verfahren hat zur Folge, daß bestimmte Schrittpuls-Repolarisationswellen erfaßt werden; in diesem Fall wird die Beseitigungsperiode verlängert, so daß die Repolarisationswelle beseitigt wird. Eine 'verzögerte Schwelle' wird verwendet, da die Schwelle, die während der Beseitigungsperiode 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 erfassen. Das Aktualisieren der verzögerten Schwelle, wenn etwas die verzögerte Schwelle überschreitet, verhindert, daß die folgende unerwünschte Situation auftritt: wenn der Detektor anfänglich in einer Periode eines hohen Frequenzrauschens 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 gespeichert: ein Signal wird für die Zeitperiode der beseitigten Daten erzeugt, das der Unterschied zwischen dem 1KHz-Signal (das aus dem 4KHz-Signal ohne Schrittpulse gefiltert wird) und dem 4KHz-Signal, das die Schrittpulse enthält, ist; diese 4KHz-Daten, die den beseitigten Schrittpuls darstellen, werden dann auf die geringere Datenrate der Filterwege 618, 620 oder 622 reduziert, indem die 4KHz-Abtastwerte, die einem Abtastwert mit der geringeren Datenrate entsprechen, miteinander addiert werden (statt dessen könnte eine Höchstwertaufnahme und keine Mittelung verwendet werden). Ein Schrittpuls wird wieder eingefügt, indem diese Daten 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 eingefügt werden.
Im Vorhergehenden wurde ein spezifisches Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben. Zusätzliche Veränderungen werden Fachleuten offensichtlich sein. Obwohl die Erfindung in Zusammenhang mit einem speziellen Patientenüberwachungssystem beschrieben wurde, kann dieselbe beispielsweise ferner in anderen Typen von Patientenüberwachungssystemen verwendet werden (einschließlich alleinstehenden Bettüberwachungsvorrichtungen, die nicht mit irgendeiner Zentralstation verbunden sind). Ferner könnte die Erfindung in anderen Systemen verwendet werden, die EKG-Signale verarbeiten, beispielsweise einem diagnostischen Kardiographen oder einem Holter-Überwachungssystem. Andere Techniken können ebenfalls zur Schrittpulsbeseitigung verwendet werden, beispielsweise: die Region des Schrittpulses kann durch eine lineare Interpolation 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, begrenzt. Vielmehr ist es die Aufgabe der beigefügten Ansprüche, alle solchen Abweichungen und Modifikationen, die innerhalb des Geistes und des Bereichs der Erfindung liegen, abzudecken.

Claims

Vorrichtung zum Erfassen von Schrittmacherpulsen 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 Bewertung der Neigung des EKG-Signals (702, 704) ist; (B) einer Einrichtung zum wiederholten Bestimmen und Aktualisieren einer Neigungsschwelle, wobei die Neigungsschwelle basierend auf der Analyse des Neigungssignals über ein Zeitintervall bestimmt wird, das kleiner ist als die Zeit zwischen zu erfassenden Schrittmacherpulsen (718, 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 identifiziert wurde, innerhalb einer speziellen Zeit einer negativen Neigung liegt, die als die Schwelle überschreitend identifiziert wurde, wobei die spezielle Zeit auf erwarteten Breiten der Schrittmacherpulse, die erfaßt werden sollen, basiert (710, 712, 714, 716).
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, bei der die Schwelle etwa das dreifache des Spitzenwertes des Neigungssignals in dem Zeitintervall ist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1 oder 2, bei der die spezielle Zeit etwa 3 Millisekunden beträgt.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 3, die ferner eine Einrichtung zum Erzeugen eines modifizierten EKG-Signals aufweist, wobei ein Abschnitt des Signals, das einen erfaßten Schrittmacherpuls aufweist, wesentlich modifiziert wird (614), wobei 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.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 3, die ferner eine Einrichtung zum Erzeugen eines modifizierten EKG-Signals aufweist, wobei ein Abschnitt des Signals, das einen erfaßten Schrittmacherpuls aufweist, wesentlich modifiziert wird (614), wobei die Einrichtung zum Erzeugen eines modifizierten EKG-Signals: (1) ein modifiziertes EKG-Signal erzeugt, aus dem Schrittmacherpulse im wesentlichen beseitigt wurden; (2) das modifizierte EKG-Signal filtert; und (3) Schrittmacherpulsdaten wieder in das modifizierte EKG-Signal einsetzt.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 5, bei der die EKG-Eingangsschaltung und die Schrittmacherpuls-Erfassungsvorrichtung in ein vom Patienten getragenes Gerät eingebettet sind, das einen drahtlosen Übertragungs sender zum Übertragen von EKG-Daten aufweist.
Patientenüberwachungsvorrichtung mit folgenden Merkmalen: (A) einer EKG-Eingangsschaltung zum Herstellen einer Verbindung mit Elektroden, um ein analoges EKG-Signal von einem Patienten zu messen und das analoge EKG-Signal in ein digitales EKG-Signal (210) umzuwandeln; und (B) einem Schrittmacherpulsdetektor gemäß einem der Ansprüche 1 bis 6.
Verfahren zum Analysieren eines EKG-Signals von einem Patienten, um Artefakte in dem EKG-Signal, die eine Folge einer künstlichen Schrittgebung für das Herz des Patientens sind, zu identifizieren, mit folgenden Schritten: (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, innerhalb einer speziellen Zeit einer negativen Neigung, die als die Schwelle überschreitend identifiziert wurde, liegt, wobei die spezielle Zeit auf erwarteten Breiten von Schrittmacherpulsen, die erfaßt werden sollen, basiert (710, 712, 714, 716); und (D) Aktualisieren der Schwelle, wobei die Schwelle basierend auf der Analyse des Neigungssignals über einem Zeitintervall, das kleiner ist als die Zeit zwischen Schrittmacherpulsen, die erfaßt werden sollen, ist, bestimmt wird (718, 720).