DE2838360A1

DE2838360A1 - Verfahren und einrichtung zum ermitteln von systolischen zeitintervallen

Info

Publication number: DE2838360A1
Application number: DE19782838360
Authority: DE
Inventors: Hermann J Dr Marsoner; Guenther Dipl Ing Savora
Original assignee: Avl AG
Current assignee: AVL Medical Instruments AG
Priority date: 1977-09-08
Filing date: 1978-09-02
Publication date: 1979-03-22
Also published as: DE2838360C2; ATA419978A; CH632403A5; JPS6242612B2; FR2402440A1; AT382073B; US4446872A; GB2005030B; JPS5450174A; GB2005030A; FR2402440B1

Description

AVL AG Schaffhausen (Schweiz)

Verfahren und Einrichtung zum Ermitteln von systolischen Zeitintervallen.

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21.8.1978

^{37 843 b}

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Einrichtung zum Ermitteln von systolischen Zeitintervallen aus dem Elektrokardiogramm, dem Herzschallsignal und der Pulskurve, wobei diese Zeitintervalle, nach einer Bildung ihres Mittelwertes, die Grundlage zur Feststellung des funktionellen Zustandes oes Myokards darstellen.

Die Messung des funktionellen Zustandes des Myokards stiess früher auf erhebliche methodische Schwierigkeiten. Die üblichen Kenngrössen der Herzleistung, d.h. das Herzminutenvolumen, der Blutdruck, die Pulsfrequenz und das EKG liefern einzeln keine oder nur unzureichende Aussagen über die Kontraktionskraft dec Herzens und deren Reserven. Es wird jedoch oft ein Parameter benötigt, der eine Aussage darüber zulässt, ob ein Herz an die Grenzen seiner Leistungsfähigkeit hin belastet ist oder noch eine funktionelle Reserve hat. Ein solcher Parameter sollte auch eine Aussage darüber liefern, ob und in welchem Ausmasse eine therapeutische Intervention zielführend war.

Als ein solcher Parameter für die Aktivität der kontjL-aktilen Elemente des Herzmuskels wurde die Art der isometrischen Kontraktion des Myokards herangezogen. Dies deswegen, weil die Entwicklung der isometrischen Anspannung, d.h. der Anspannung des Herzmuskels bei gleichbleibendem Volumeninhalt der Herzkammern, im wesentlichen durch die Spanmings-Geschwindigkeitseigenschaften der kontraktilen Elemente bestimmt ist. 7sm wirkungsvollsten charakterisiert diese Vorgänge der erste zeitliche Differenzialquotient des Druckverlaufs in der linken Herzkammer. Das Maximum dieses ersten zeitlichen Differenzialquotienten des linken Kammerdruckes wurde bisher als der wirkungsvollste Parameter zur Untersuchung des funktionellen Zustandes des Myokards angesehen. Diese Kenngrösse ist empfindlich genug, die Zunahme der Kontraktionskraft des gesunden Myokards durch Verabreichung von Digitalis nachzuweisen. Zur Bestimmung des ersten zeitlichen

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Differentialquotienten aus dem Druckvexlauf in der linken Herzkammer ist jedoch das Einführen eines Katheterdruckgebers in das linke Herz erforderlich. Derartige Links-Herzkatheteruntersuchungen sind dem kardiologischen Speziallaboratorium vorbehalten. Solche Untersuchungen sind mit bekannten Gefahren für den Patienten verbunden und ausserdem können sie nicht beliebig oft zur Therapie oder zur Kontrolle der Auswirkung einer therapeutischen Intervention herangezogen werden.

Es bestand daher die Wachfrage nach einer unblutigen Methode zur Messung des funktioneilen Zustandes des Myokards, welche ohne Gefahr für den Patienten beliebig oft durchgeführt werden könnte.

Diese Methode beruht auf der Ermittlung der sogenannten systolischen Zeitintervalle des Herzschiagzyklus. Die gesamte elektromechanische Systole, also jener Teil der Herzaktionsperiode, der mit der Erregung der Herzkammern beginnt (Fig. 1) und mit dem Schluss der Aortenklappen nach erfolgtem Auswurf des Blutes in die Aorta endet, gliedert sich in zwei Teilperioden. Die erste Teilperiode, die sogenannte Anspannungszeit, welche nachstehend auch pre ejection period oder kurz PEP genannt wird_F reicht vom Beginn der elektrischen Erregung der Herzkammern, welche aus dem Beginn der Q-Welle (Fig. 1) im EKG erkenntlich ist, bis zur Oeffnung der Aortenklappe. Dies ist die Zeitdauer der isometrischen Kontraktion des Herzens. Während dieser Periode wird bei gefülltem Ventrikel im Herzen derjenige Druck aufgebauty der erforderlich ist, um den Kammerinhalt gegen den Druck des arteriellen Systems aus der Kammer auszutreiben. Dann wird erst die Aortenklappe geöffnet*

Bereits die Anspannungszeit PEP stellt ein Mass für die Kontraktionsfähigkeit des Myokards dar. Kurze Anspannungszeit und rascher Druckaufbau können im allgemeinen als Zeichen einer hohen Myokardkontraktionskraft angesehen werden, während ein geschwächtes Myokard zum Druckaufbau eine vergleichsweise längere Zeitspanne benötigt„

Aa die Anspannung des Herzmuskels und den Druckaufbau in der linken Herzkammer schliesst sich die Auswurfperiode

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an, deren Zeitdauer die Auswurfzeit, auch left ventricular ejection time, oder kurz LVET, genannt sind. Die Auswurfzeit LVET beginnt mit dem Steilanstieg der Pulsdruckkurve und endet mit der sogenannten dichroten Einsenkung N (siehe Fig. 1).

Die Auswurfzeit LVET beginnt somit mit dem Moment der Oeffnung der Aortenklappe und endet gemeinsam mit dem Ende der gesamten elektromechanischen Systole beim Schluss der Aortenklappe. Der Moment der Aortenklappenöffnung kann nicht ohne weiteres unblutig direkt ermittelt werden. Wohl aber kann die Auswurfzeit LVET aus dem arteriellen Druckverlauf bestimmt werden. Dies nicht nur aus dem zentral sondern auch aus dem peripher, etwa an der Carotisoberflache, abgenommenen Druckpuls. Der periphere Pulsverlauf ist zwar um die Phasenlaufzeit At der Pulswelle zwischen Aorta und der Abnahmestelle an der Carotis verschoben, die daraus ermittelte Auswurfzeit ist jedoch repräsentativ. Die Korrelation zwischen unblutig und blutig ermittelten Auswurfzeiten LVET ist mit einem Korrelationsquotienten R = 0,99 nahezu ideal.

Qualitativ kann leicht eingesehen werden, dass eine Myokardfunktion als gut bezeichnet werden kann, wenn eine kurze Anspannungszeit mit raschem Druckaufbau einer lang dauernden und gründlichen Auswurfperiode vorangeht. Bei verminderter Myokardkontraktionsfähigkeit folgt einer verlängerten Anspannungsperiode eine verkürzte schwache Auswurfperiode. Tatsächlich erweist sich das Verhältnis aus Anspannungszeit und Auswurfszeit PEP/LVET als ein von der Herzfrequenz unabhängiger sehr empfindlicher Parameter der Myokardkontraktilität, der, wie aus der einschlägigen wissenschaftlichen Literatur hervorgeht, mit dem blutig gemessenen Parameter der Myokardkontraktilität sehr eng korreliert.

Sowohl die Anspannungszeit PEP als auch die Auswurfzeit LVET sind, wie gesagt, Masse für die Myokardfunktion. Allerdings sind sie, wenigstens bis zu einem bestimmten Grad frequenzabhängige Masse, wie dies aus dem Buch "Non invasive cardioloa*- , von Arnold M. Weissler ersichtlich ist. Durch die Unter'-von Weissler, welche durch die hernach erscheinende _eratur

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-völlig bestätigt wurden, konnte nachgewiesen werden, dass es im Pulsfrequenzbereich von 60 - 120 Schlagen pro Minute einen linearen Zusammenhang zwischen der Pulsfrequenz und den Normalwerten von PEP und LVET gibt. Weiter geht daraus hervor, dass das Verhältnis PEP/LVET einen von der Pulsfrequenz unabhängigen Quotienten ergibt, dessen Normalwert bei 0.35 liegt und der ein sehr empfindliches Mass für den Myokardfunktionszustand darstellt. Dies lässt sich qualitativ leicht daraus erkennen, dass dieser Quotient jede Verlängerung der Anspannungsphase PEP gegenüber der Auswurfphase LVET sofort widerspiegelt. Eine Verlängerung der Anspannungszeit PEP in Bezug auf die Austreibung LVET entspricht einem schlechten Myokardfunktionszustand und einem erhöhten Quotienten K=PEP/LVET.

Dass dieser Quotient K aus PEP und LVET ein überaus verlässliches und empfindliches Mass für die Myokardfunktion ist, wurde bereits in zahlreichen wissenschaftlichen Arbeiten nachgewiesen. Er korreliert bestens mit den dp/dt-Werten und erlaubt den direkten Vergleich von Patienten mit verschiedenen Pulsfrequenzen.

Zur Bestimmung von Anspannungszeit PEP und von Auswurfzeit LVET benötigt man eine Ableitung des EKG, dessen Q-WeI-Ie den Beginn der elektromechanischen Systole anzeigt, weiter eine Herzschallableitung, aus welcher der Beginn des zweiten Herζtones S abgenommen wird, der das Ende der elektromechanischen Systole OS« signalisiert. Anfang und Ende der Auswurfzeit LVET erhält man am leichtesten aus einer an der Oberfläche der Carotis abgenommenen Pulskurve.

Alle drei Signale können unblutig und rasch vom Körper des Patienten abgenommen werden. Damit ist die wesentliche Voraussetzung, welche an die vorliegende Methode gestellt wurde, erfüllt. Die Untersuchung erfolgt gefahrlos ohne Belastung des Patienten und kann beliebig oft durchgeführt werden.

Aus einer Registrierung der oben genannten Signale EKG, Herzschall, Carotispulskurve können die systolischen Zeitintervalle ausgemessen werden. Die Erfahrung hat gezeigt, dass zur Bestimmung des Quotienten K=PEP/LVET allerdings mindestens

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zehn Pulsschläge ausgewertet und deren cystolicchen Zeitintervalle gemittelt werden mussten, damit der'Quotient K mit genügender Sicherheit bestimmt werden konnte. Die zeitraubende Auswertung der registrierten Kurven, welche durch einen Fachmann durchgeführt werden musste und die angeschlossene Mittelwertbildung stellte jedoch eine wesentliche Begrenzung der Anwendbarkeit dieser Methode dar. Ausserdem können bei der grossen Verschiedenartigkeit der Form der Signale, welche von Patient zu Patient grosse Unterschiede zeigen können,subjektive Fehler entstehen, so dass Untersuchungen von mehreren Untersuchern an ein- und demselben Patienten zu durchaus unterschiedlichen Ergebnissen und Diagnosen führen konnten. Weiter erlaubte die zeitraubende manuelle Auswertung der registrierten Kurven keine Verlaufskontrolle über längere Zeit sowie keine real time Ueberwachung der Myokardfunktion.

Aus diesem Grund liegt der vorliegenden Erfindung die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Einrichtung zu schaffen, mit deren Hilfe aus den vom Körper eines Patienten abgenommenen Signalen des EKG, des Herzschalls und der Pulsdruckkurve charakteristische Momente erkannt werden können und mit deren Hilfe eine automatische Auswertung dieser Signale erfolgen kann.

Das erfindungsgemässe Verfahren ist zu diesem Zweck dadurch gekennzeichnet, dass zumindest der Zeitpunkt der Q-Zacke im Elektrokardiogramm erkannt wird, dass der zeitliche Beginn des zweiten Herztons erkannt wird, dass der Beginn des Anstiegs der Pulskurve sowie die zeitliche Lage der dichroten Einsenkung erkannt werden, dass eine Ueberprüfung der zeitlichen Zuordnung der Signale zueinander durchgeführt wird, und dass es zweitens überprüft wird, ob die zeitlichen Abstände charakteristischer Punkte der Siganle in vorbestimmten Toleranzen liegen.

Die erfindungsgemässe Einrichtung zur Durchführung dieses Verfahrens ist dadruch gekennzeichnet, dass sie folgende Bestandteile aufweist,

- einen Teil zur Analogsignalaufbereitung für EKG,

- einen Teil zur Analogsignalaufbereitung für Herzschall ,

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- einen Teil zur Analogsignalaufoereitung für Pulsdruckkurve ,

- einen Teil zur Ablaufsteuerung dem eine Rechen- und Ausgabeeinheit zugeordnet ist.

Nachstehend werden Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung anhand der beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. Es zeigt:

Fig. 1 einen Teil der EKG-Kurve, einer Herztonkurve sov/ie der Kurven, welche den Druckverlauf in der linken Herzkammer, in der Aorta und in der Carotis darstellen,

Fig. 2 eine Blockschaltung, welche zur Aufbereitung des EKG-Signals verwendet wird,

Fig. 3 die Formen der Signale, welche an den Ausgängen der einzelnen Blöcke der Schaltung nach Fig. 2 auftreten,

Fig. 4 einen Teil des EKG-Signals, welches mit den Pegeln der einzelnen Triggerstufen aus der Schaltung nach Fig. 2 in Beziehung gesetzt ist,

Fig. 5 Impulsformen an den Ausgängen der Triggerstufen aus Fig. 2,

Fig. 6 eine Blockschaltung, welche zur Aufbereitung von Herzschall geeignet ist,

Fig. 7 Kurven, welche die Art und Weise zeigen, wie der erste und der zweite Herzton in der Schaltung nach Fig. 6 verarbeitet werden,

Fig. 8 eine Blockschaltung, welche zur Aufbereitung von Pulsdruck verwendet wird,

Fig. 9 und 10 die Formen der Signale, welche an den einzelnen Blöcken der Schaltung nach Fig. 8 vorkommen und

Fig. 11 ein Blockschema der gesamten Einrichtung, wie dies aus den vorstehenden Ausführungen hervorgeht, müssen, um den angestrebten Zweck zu erreichen, folgende Zeitpunkte im Verlauf der vom Körper des Patienten abgenommenen Signale ermittelt werden:

1. Der Zeitpunkt des Beginns der Q-Welle im EKG_y die den Beginn der elektromechanischen Systole anzeigt.

2. Der Beginn des zweiten Herztons S-, der den

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Schluss der Aortenklappe signalisiert.

3. Der Beginn des Steilanstiegs der Pulsdruckkurve.

4. Das Verlaufsminimum der dichroten Einsenkung in der Pulsdruckkurve.

Zunächst wird derjenige Teil 9 der vorliegenden Einrichtung näher erläutert, welcher zur Untersuchung des Elektrokardiogramms (EKG) geeignet ist, um den Zeitpunkt des Beginns der Q-Welle im Elektrokardiogramm festzustellen.

Der Aufbau dieses zur Analogverarbeitung des EKG-Signals geeigneten Teils geht aus dem Blockdiagramm in Fig. 2 hervor. Ein hochohmiger Differenzverstärker 1, dessen Verstärkungsgrad elektronisch regelbar ist, steht über übliche EKG-Elektroden (nicht dargestellt) mit dem Patienten in Verbindung» In Punkt A am Ausgang des Verstärkers 1 steht das EKG-Signal als ein elektrisches Signal niederohmig zur Verfügung. Meist ist dieses Signal sehr niederfrequenten Spannungsschwankungen und zusätzlich noch einer Gleichspannung überlagert, das die Kurve A in Fig. 3 zeigt.

Die diesem Differenzverstärker folgende Stufe 2 hat die Aufgabe, die niederfrequenten Schwankungen und die Gleichspannungskomponente so zu elimieren, dass die isr^lektrische Linie (Fig. 4) im EKG, d.h. die Nullinie der Kurve B in Fig. mit dem elektrischen Nullpotential der gesamten Schaltung übereinstimmt. Diese Klemmschaltung 2 ist durch einen Hochpass gebildet, bei dem positive Amplituden nicht oder nur sehr stark abgeschwächt in die Mittelwertsbildung eingehen. Die Grenzfrequenz diesesHochpasses 2 liegt bei ca. 0,3 Hertz.

Das Ausgangssignal B aus der Stufe 2 wird einerseits einem Signalseparator 3 und andererseits einem Regler 4 zugeführt. Der Signalseparator 3 trennt die in Bezug auf die isoelektrische Linie bzw. auf das Nullpotential der Schaltung positiven und negativen Komponenten des EKG-Signals voneinander. An dem einen Ausgang C des Signalseparators 3 steht der positive Signalanteil (Kurve C in Fig. 3) des EKG, d.h. die Wellen P, R und T und am anderen Ausgang D des Separators 3 steh^ ^e negativen Signalanteile (Kurve D in Fig. 3), d.h. " Wellen Q

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und S, zur Verfügung. Der Regler 4 wird von einer Steuerstufe 5 so gesteuert, dass jeweils während einer Periode, welche ca. 250 Millisekunden nach dem Auftreten der R-Welle im EKG dauert, der Verstärkungsfaktor des Vorverstärkers 1 so beeinflusst wird, dass die R-Welle des EKG-Signals am Augang B jeweils einem vorgegebenen Spitzenwert entspricht.

Von den Ausgängen des Signalseparators 3 werden durch Triggerstufen 6,7 und 8 impulsförmige Signale (Fig. 5) abgeleitet. Die erste Triggerstufe 6, deren Triggerpegel vorzugsweise bei 10% (Fig. 4) der Spitzenamplitude der R-Welle eingestellt ist, leitet impulsförmige Signale (Kurve E in Fig. 5) ab, die das Erscheinen der P,R und T-Welle im EKG kennzeichnen. Die zweite Triggerstufe 7, deren Triggerpegel bei vorzugsweise 60% (Fig. 4) der Spitzenamplitude der R-Welle eingestellt ist, leitet ein impulsförmiges Signal (Kurve F in Fig. 5) ab, welches das Erscheinen der R-Welle allein andeutet. Da auch die T-Welle im EKG mitunter sehr hohe Amplituden erreichen kann, ist durch R-C-Kombinationen sichergestellt, dass R-Welle und T-Welle nicht verwechselt werden können. Es erfolgt daher sowohl eine Amplitudendiskriminierung als auch eine Frequenzdiskriminierung, denn die T-Welle im EKG ist immer eine deutlich niederfrequentere Schwingung als die R-Welle. Die dritte Triggerstufe 8, die von den negativen Signalanteilen des Signalseparators 3 angesteuert wird, leitet impulsförmige Signale (Kurve G in Fig. 5) ab, die die Anwesenheit der Q- bzw. S-Welle (Fig. 4) im EKG kennzeichnen.

Der Aufbau der Teiles 10 der Analogsignalverarbeitung des Herzschalls (Kurve A in Fig. 7) geht aus dem Blockschaltbild in Fig. 6 hervor. Ein Vorverstärker 11, dessen Verstärkungsgrad regelbar ist, steht mit einem Mikrofon Mic zur Aufnahme der Herzschallsignale in Verbindung.Ein dem Ausgang des Vorverstärkers nachgeschalteter Bandpass 12 begrenzt das Frequenzband des Herzschallsignals. Das so gefilterte Herzschallsignal wird nun einer nichtlinearen Schaltung 3, vorzugsweise einer Quadrierschaltung, zugeführt, an deren Ausgang ein Signal B (Fig. 7) mit lediglich positiven Signalanteilen zur Verfügung steht. Gleichzeitig bewirkt die Quadrierung eine Verbesserung des Signal-Rausch-Verhält-

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nisses, da die Hintergrundgeräusche mit geringer Amplitude durch die quadratische Kennlinie der nichtlinearen Schaltung 13 weniger verstärkt werden als die Nutzsignale mit hoher Amplitude. Das derart formierte Ausgangssignal aus der Schaltung 13 wird einerseits einer Triggerschaltung 14 und andererseits einer Reglerschaltung 15 zugeführt. Die Regelsdhaltung 15 sorgt dafür, dass der Verstärkungsfaktor der Vorstufe 11 so nachgeführt wird, dass jeweils die maximale Spitzenamplitude des zweiten Herztons S„ einem vorgegebenen Spannungswert entspricht. Damit der vorher auftretende erste Herzton S-. die Signalverarbeitung nicht beeinflusst, wird er durch eine Steuerstufe 5 ausgeblendet. Durch die Triggerstufe 14 des Herzschallteiles wird ein impulsform!ges Signal C (Fig. 7) abgeleitet, das das Auftreten des zweiten Herztons S- kennzeichnet. Der Triggerpegel dieser Stufe 14 liegt vorzugsweise bei 12% des Spitzenwerts des zweiten Herztonsignals S (Fig. 7, Kurve B).

Der Teil 20 der vorliegenden Einrichtung, welcher zur Analogverarbeitung des Pulsdrucksignals bestimmt ist, ist in Fig. 8 dargestellt und weist folgende Stufen auf: Einen Vorverstärker 21 mit elektronisch regalbarem Verstärkungsfaktor, welcher mit einem Pulsaufnehmer (nicht dargestellt) üblicher Art in Verbindung steht. Das am Ausgang der Vorverstärkerstufe 21 zur Verfügung stehende Pulsdrucksignal A (Fig. 9) ist einer unregelmässigen niederfrequenten Signalkomponente überlagert, die im allgemeinen von Bewegungen und der Atmung des Patienten herrührt. Diese niederfrequenten Signalkomponenten können sehr hohe Amplituden erreichen und sie machen die Beurteilung einer Pulsdruckkurve, wenn nicht geeignete Massnahmen getroffen werden, unmöglich. Aus diesem Grund wird das Pulsdrucksignal A vor weiterer Verarbeitung einer Klemmstufe 22 zugeführt, welche bei jedem Pulsschlag das tiefste Minimum der Pulsdruckkurve auf die Nullinie setzt. Damit beginnt jeder Steilanstieg der Pulskurve B (Fig. 9) von der Nullinie. Das so formierte Signal B wird einer Regelschaltung zugeführt, die durch die Steuerstufe 5 aus dem EKG-Teil so gesteuert wird, dass während einer kurzen Periode zum Zeitpunkt des Auftretens des zweiten Herztons die Regelung des Ver-

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Stärkungsfaktors des Vorverstärkers 21 so erfolgt, dass die M^rimalamplitude der Pulskurve einem vorgegebenen Wert entspricht.

Gleichzeitig wird das Ausgangssignal B aus der Klemmji stufe 22. einer Triggerstufe 26 zugeführt, die ein impulsförmiges j Tr.lgger3ig.nai D (Fig. 10) bei vorzugsweise 5% der Maximalamplifcv.c.3 der Pulsdruckkurve A ableitet. Der Beginn dieses impulsförnigen Signals D signalisiert den Steilanstieg der Pulsdruckkurve A (ir, Fig. 10) , also den Beginn der Auswurf zeit LVET.

Das Ausgangssignal der Klemmstufe 22 wird einer

Differenzierstufe 24 zugeführt, zur Bildung des ersten zeitlichen Differentialquotienten der Pulsdruckkurve A (Fig. 10). Die Form des ersten zeitlichen Differentialquotienten C (Fig. 10) zeigt deutlich zwei Spitzen von entgegengesetzter Polarität. Die erste Spitze entspricht dem Steilanstieg der Pulskurve A. Die zweite Spitze sntspriclv"; dem Abfall der Pulskurve A nach Erreichen des Maximums und auch der d.ichroten Einsekung N. Empirisch wurde bei der gegebenen Wahl der Schaltungsparameter gefunden, dass die dichrote Einsekung N mit einem Punkt der abfallenden Flanke der Kurve C des ersten zeitlichen Differentialquotienten zusammenfällt, der bei etwa 75% der Spit^enamplitude der zweiten Spitze liegt. Damit ist das Auftrete:"* der dichroten Einsekung N und somit auch das Ende der Auswurfzeit LVST gekennzeichnet. Die Erkennung der dichroten Einsekung N mittels der Differenzierstufe 24 veranlasst eine an den Ausgang der Differenzierstufe 24 angeschlossene Triggerschaltung 25 zur Abgabe eines schmalen Impulses E (Fig. 10).

Weiter leitet die Triggerstufe 25 im impulsförmigen Signal F von der ersten Spitze den ersten zeitlichen Differentialquotienten ab.

Die logische UND-Verknüpfung des Signals D und F signalisiert den Steilanstieg der Pulsdruckkurve A (in Fig. 10), also den Beginn der Auswurfzeit LVET.

Die Behandlung der durch die vorstehend besprochene Analogverarbeitung in den Teilen 9,10 und 20 der vorliegenden Einrichtung gewonnenen impulsförmigen Signale kann mit Hilfe einer fest verdrahteten Hard-ware 3 0 oder mit Hilfe eines Compu-

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ters oder Microprozessors durchgeführt werden (Fig.. 11) . Dieser Teil 30 der vorliegenden Einrichtung arbeitet wie folgt:

Mit jedem Auftreten des PRT- ocier Q-Signals im EKG wird versucht, eine Analyse eines Herzschlags zu beginner..= Um Störungen sowie die P-Zacke des EKG zu eliminiere.!, muss innerhalb einer vorbestimmten Zeit das R-Signal folgen. Kann wegen zu kleiner Q-Zacke im EKG diese nicht erkannt werden, wird die Analyse mit dem Auftreten des R-Signals gestartet und am Ende der Analyse eine empirisch ermittelte Korrekturzei-c, dia dem zeitlichen Abstand zwischen Q- und R-Signal entspricht, in Teil 20 hinzugezählt. Liegt eine der zeitlichen Zuordnungen nicht innerhalb der vorgegebenen Toleranzen, so wird der Pulsschlag -verworfen und beim nächsten Pulsschlag die Analyse wieder begonnen.

Mit dem R-Impuls (Fig. 5) wird weiter die Dauer eines vorzugsweise von der Pulsfrequenz abhängigen Zeitsignals getriggert, währenddessen der erste Herzton S, aufzutreten hat, der damit ausgeblendet wird. Weiter wird vom R-Impuls ein Zeitfenster abgeleitet, welches nach einer bestimmten Zeit t, nach dem Auftreten des R-Triggers beginnt und nach einer Zeit t„ endet. Innerhalb dieses Zeitfensters muss die Triggerung des Anstiegs der Pulsdruckkurve A (Fig. 10) erfolgen. Die Zeitgrenzen t und t werden am Beginn sehr weit gesteckt und nach etv~ 3 Pulsschlägen wird dieses Fenster nach dem Mittel der vergangenen vier Schläge stark eingeengt.

Nach Ablauf des ersten frequenzabhängigen Zeitsignals zur Ausblendung des ersten Herζtons S₁ wird der Impuls C (Fig. 7) entsprechend dem zweiten Herzton S_ abgewartet. Wenn das Signal B (Fig. 7) am Ausgang der Quadrierstufe B mehr als 50% positive Signalanteile enthält, wird es als Herzschallsignal akzeptiert und mit seinem Beginn wird die Auswerteperiode beendet, die von der Q-Welle des EKG¹s bis zum Beginn des zweiten Herztons S reicht. Damit ist die elektromechanische Systole gefunden.

Ein weiteres Zeitfenster, das vorzugsweise von 2-40 Millisekunden nach dem Auftreten des zweiten Herztons S„ dauert ist zur Kontrolle der zeitlichen Richtigkeit der dichroter sekung N der Pulsdruckkurve vorgesehen, die das Er.äe -~ __us»

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wurfsphase LVET definiert.

Wenn bei einem Pulsschlagkomplex in allen drei Signalen die zeitlichen Zuordnungen erfüllt sind und alle Triggerpunkte einwandfrei erkannt v/erden konnten, v/ird überprüft, ob die ermittelten Zeitsignale für die elektromechanische Systole QS„ und die Auswurfsphase LVET .innerhalb der von der Pulsfrequenz abhängigen Grenzen liegen. Ist dies der Fall, wird das Ergebnis endgültig als repräsentativ übernommen.

In derselben Weise werden nun die Ergebnisse von zwölf Pulsschlägen ermittelt und die jeweiligen Resultate abgespeichert. Sodann werden die Ergebnisse derjenigen zwei Pulsschläge eliminiert, deren individuelle Messwerte am weitesten von den gebildeten Mittelwerten abweichen. Aus den verbleibenden zehn Pulsschlagen v/erden sodann die Mittelwerte gebildet. Aus den gebildeten Mittelwerten für die Dauer der elektromechanischen Systole QS~ und für die Auswurfzeit LVET wird eine Differenz gebildet, welche die Anspannungszeit PEP darstellt. Weiter wird noch die Pulsfrequenz ausgegeben, welche aus den zehn Zeitabständen zwischen den aufeinanderfolgender R-Wellen im EKG ermittelt wird.

Die vorliegende Einrichtung ist auch derart ausgeführt, dass Störungen in denen von Patienten abgenommenen Primärsignalen automatisch erkannt und eliminiert worden. Dazu wird die zeitliche Zuordnung der die systolischen Zeitintervalle bestimmenden charakteristischen Punkte der Signale überprüft. Diese charakteristischen Punkte liegen zueinander in einer bestimmten zeitlichen Zuordnung, deren Variationsbreite in Abhängigkeit von der Pulsfrequenz empirisch ermittelt und festgelegt wird. Zur Ueberprüfung der zeitlichen Zuordnung der einzeihen Signale untereinander werden neben den oben beschriebenen charakteristischen Momenten der Signale noch Hilfsmomente herangezogen. Diese sind die Gesamtdauer einei^ Pulsperiode, gemessen als Abstand zwischen zwei R-Zacken des EKG und ein aus dem EKG abgeleitetes Signal, das die Anwesenheit der P,R,T-Welle des EKG's dokumentiert. Wird aus einem der eingeführten Kriterien dex" zeitlichen Zuordnung ein Fehler in einem Signal erkannt, so

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wird das Ergebnis der Signalauswertung für die betreffende Pulsperiode unterdrückt und nicht in die Ermittlung mit einbezogen. In einer vorzugsweisen Ausführung der vorliegenden Einrichtung ist auch eine Betriebsart zur fortlaufenden Auswertung der systolischen Zeitintervalle vorgesehen. In dieser Betriebsart werden ebenfalls jeweils zwölf Pulsschläge betrachtet, die als artefaktfrei erkannt werden. Aus einer derartigen Gruppe von zwölf Pulsschlägen wird, analog der oben beschriebenen Art und Weise, die Auswertung der systolischen Zeitintervalle vorgenommen und deren Mittelwert ausgegeben. Die nächste, zur Mittelung und Bildung eines Einzelresultats herangezogene Gruppe von Pulsschlägen, ist gegenüber der vorangegangenen Gruppe um vier Pulsschläge zeitlich weiter versetzt. Daraus ergibt sich ein gleitendes Mittelungsverfahren, bei dem zwei aufeinanderfolgende Perioden acht Pulsschläge gemeinsam beinhalten, bei dem jeweils vier Pulsschläge neu hinzukommen, dafür jedoch vier Pulsschläge der vorangegangenen Periode aus der Analyse ausgeklammert werden. Weiter ist dieses periodische Verfahren dadurch gekennzeichnet, dass die Toleranzgrenzen für die Prüfung der Richtigkeit der zeitlichen Zuordnung jeweils aus dem Mittel einer Gruppe von vier als richtig erkannten Pulsschlägen nachgestellt werden. Dadurch ergibt sich eine weitgehende Adaptation der Prüfkriterien an die tatsächlichen Verhältnisse und eine wesentlich schärfere Selek tion eventueller Störungen.

In der vorzugsweisen Ausführungsform der vorliegenden Einrichtung werden die Analogsignale für EKG, Herzschall und Pulsdruckkurve sowie die in Zahlenform angegebenen Resultate aus dem Verarbeitungsteil 30 auf einem Anzeigegerät 40 mit Bildschirm sichtbar gemacht.

Abschliessend werden noch einige wesentliche Züge des vorliegenden Verfahrens sowie der vorliegenden Einrichtung hervorgehoben, wobei auch auf einige durch dieses Verfahren bzw. diese Einrichtung erzielbaren Vorteile verwiesen wird.

Wie aus der vorangehenden Darlegung ersichtlich, sind zwei Zeitintervalle zu bilden. Das erste Zeitintervall reicht vom Beginn der Q-Welle im EKG-Siganl bis zum Beginn des zweiten

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Herztons S~. Dies ist die Gesamtdauer der elektromechanischen Systole QS-. Das zweite Zeitintervall beginnt mit dem Steilanstieg der Pulsdruckkurve A (Fig. 10) und endet mit der dichroten Einsekung N. Dieses Zeitintervall stellt die Auswurfzeit LVET dar. Aus der Gesamtdauer der elektromechanischen Systole QS₉ und der Auswurfzeit LVET ergibt sich die Anspannungszeit PEP = QS„ LVET. Damit ist die Anspannungszeit PEP berechenbar und ebenso der aus der Anspannungszeit PEP und der Auswurfzeit LVET gebildete und anfangs besprochene Quotient.

Dieser Ermittlungsvorgang soll an mehreren, möglichst aufeinanderfolgenden Pulsschlägen durchgeführt werden. Vorzugsweise werden, wie gesagt, zehn Pulsschläge ausgewertet und der Mittelwert der systolischen Zeitintervalle QS gebildet. Die Signale, welche über die Vorverstärker 1,11 und 21 vom Patienten abgenommen werden, müssen bezüglich ihrer Maximalamplitude und ihrer Nullage normiert werden. Dazu werden bei jedem Herzschlag während einer kurzen Zeit die Regelkreise 4,15 und 23 in Betrieb gesetzt, die den maximalen Ausschlag des EKG-Signals, des zweiten Herztons S„ und der Pulsdruckkurve A auf ein vorgegebenes Niveau regeln.

Die EKG-Signale werden auch bezüglich ihrer Frequenzbandbreite durch die frequenzabhängigen Elemente, d.h. Filter normiert. Insbesondere werden dabei die solchen Signalen sehr häufig überlagerten und äusserst niederfrequenten Schwankungen eliminiert, die durch Atmungsbewegungen hervorgerufen werden. Es ergeben sich daraus EKG-Signale, bei denen die isoelektrische Lini im EKG mit dem Nullpotential der gesamten elektronischen Einrichtung übereinstimmt. Die Herzschallsignale werden nur in einem bestimmten vorgegebenen Frequenzbandbereich aufgenommen, so dass Störgeräusche und Umgebungsgeräusche weitgehend unterdrückt werden. Schliesslich erfolgt die genannte Transformation der Druckpulskurve in der Form, dass der tiefste Punkt des Signalverlaufs B (Fig. 9) knapp vor dem Beginn des Steilanstiegs der Kurve A immer exakt auf der elektrischen Nullinie zu liegen kommt.

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Claims

Patentansprüche

1. Verfahren zum Ermitteln der systolischen Zeitintervalle aus dem Elektrokardiogramm, dem Herzschall und der Pulskurve, wobei diese Zeitintervalle, nach einer Bildung ihres Mittelwertes, die Grundlage zur Feststellung des funktioneilen Zustandes des Myokards darstellen, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest der Zeitpunkt der Q-Zacke im Elektrokardiogramm (EKG) erkannt wird, dass der zeitliche Beginn des zweiten Herztons (S₂) erkannt wird, dass der Beginn des Anstiegs der Pulskurve (A) sowie die zeitliche Lage der dichroten Einsenkung (N) erkannt werden, dass eine Ueberprüfung der zeitlichen Zuordnung der Signale zueinander durchgeführt wird, und dass es zweitens überprüft wird, ob die zeitlichen Abstände charakteristischer Punkte der Signale in vorbestimmten Toleranzen liegen.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Signale bezüglich ihrer Amplitude zunächst normiert, werden.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass mit jedem Auftreten des PRT-oder Q-Signals im Elektrokardiogramm versucht wird, die Analyse eines Herzschlages zu beginnen, wobei falls eine der zeitlichen Zuordnungen nicht innerhalb von vorgegebenen Toleranzen liegt, so wird der Pulsschlag verworfen und die Analyse wird erst beim nächsten Pulsschlag versucht.

4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Analyse mit dem Auftreten des R-Signals gestartet wird, falls die Q-Zacke im Elektrokardiogramm nicht erkannt werden kann, und dass am Ende der Analyse eine empirisch ermittelte Korrekturzeit hinzugezählt wird.

5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet„ dass die Zeitintervalle in frequenzabhängige und frequenzunabhängige gegliedert werden und dass diese Intervalle geprüft werden.

6. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Mittelwert einer bestimmten Zahl von ausgewerteten Pulsschlägen festgestellt wird und dass diejenigen Auswertungsergeb-

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nisse eliminiert werden, die vom genannten Mittelwert um 3in gewisses Mass abweichen. 28 J O 36 U

7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Feststellung des Mittelwertes während der periodischen Aufnahme von systolischen Zeitintervallen gleitend erfolgt und dass maximal abweichende Ergebnisse ebenfalls eliminiert werden. (8.jEinrichtung zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass sie folgende Bestandteile aufweist:

- einen Teil (9) zur Analogsignalaufbereitung für EKG,

- einen Teil (10) zur Analogsignalaufbereitung für Herzschall,

-einen Teil (20) zur Analogsxgnalaufbereitung für

Pulsdruck, und
-einen Teil zur Ablaufsteuerung, dem eine Rechen- und Ausgabeeinheit zugeordnet ist.

9. Einrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Teil zur Analogsignalaufbereitung eines EKG-Signals einen Verstärker (1) enthält, dessen Eingang über Elektroden an einen Patienten anschliessbar ist,, und dessen Ausgang über eine Klemmschaltung (2) an einen Signalseparator (3) angeschlossen ist, dass der positive Ausgang des Signalseparators (3) an eine Steuerstufe (5) und auch an zwei Triggerstufen (6,7) angeschlossen ist, wobei die Steuerstufe (5) über einen Regler (4), welcher ausserdem auch an den Ausgang der Klemmschaltung (2) angeschlossen ist, den Verstärker (1) steuert, und dass der negative Ausgang des Signalseparators (3) an eine dritte Triggerstufe (8) angeschlossen ist, wobei der Ausgang (E) der Triggerstufe (6) der Klemmschaltung (2) zugeführt wird,

10. Einrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Teil zur Analogsignalaufbereitung für Herzschall einen Vorverstärker (11) aufweist, dessen Ausgang über einen Bandpass (12) an eine nicht lineare Schaltung (13) angeschlossen ist, dass der Ausgang dieser nicht linearen Schaltung (13) einerseits an eine Triggerschaltung (14) und andererseits an eine Schaltung

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(15) zur Regelung der Amplitude angeschlossen ist, wcbei sowohl die Triggerschaltung (14) als auch die Schaltung (15) zur Regelung der Amplitude von der Steuerstufe (5) steuerbar sind und wobei der Ausgang dieser zuletzt genannten Schaltung (15) den Verstärkungsgrad des Vorverstärkers (11) regelt.

11. Einrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Teil zur Analogsignalaufbereitung für den Pulsdruck, einen Vorverstärker (21) aufweist, dessen Ausgang mit dem Eingang einer Klemmstufe (22) verbunden ist, dass der Ausgang dieser Klemmstufe (22) einerseits über eine Differenzierstufe (24) an eine erste Triggerschaltung (25) und andererseits an eine zweite Triggerschaltung (26) angeschlossen ist, und dass eine Regelstufe (23) vorgesehen ist, welche vom Ausgang der Klemmstufe (22) aber auch von der Steuerstufe (5) steuerbar ist und deren Ausgang den Vorverstärker (21) steuert.

12. Einrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass an den Teil zur Ablaufsteuerung (30) die Ausgänge der Teile zur Analogsignalaufbereitung für EKG, Herzschall und für Pulsdruckkurve angeschlossen sind, und dass am Ausgang des Teiles (30) zur Ablaufsteuerung eine Anzeigeeinheit .(40) angeschlossen ist.

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