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Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Quantifizierung der respiratorischen Sinusarrhythmie sowie Verwendung eines derartigen Verfahrens oder einer derartigen Vorrichtung.
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Als Herzratenvariabilität, abgekürzt HRV oder auch Herzfrequenzvariabilität genannt, bezeichnet man die Schwankungen der Herzfrequenz von Herzschlag zu Herzschlag. Die HRV kann durch geeignete mathematische Verfahren quantifiziert werden, z. B. mittels des gebräuchlichen statistischen Streuungsmaßes „Standardabweichung”. Die Herzratenvariabilität ist Ausdruck der kontinuierlichen Anpassung der Herzfrequenz an wechselnde Anforderungen im menschlichen Organismus und lässt deshalb Rückschlüsse auf die neurovegetative Regulationsfähigkeit des Menschen zu. Insbesondere der Funktion des parasympathischen Nervensystems mit seinem Hauptnerv (Nervus Vagus) wird dabei eine besondere Wichtigkeit zugeschrieben (Clin Sci (Lond). 2012 Apr; 122(7): 323–8 You may need the vagus nerve to understand pathophysiology and to treat diseases; De Couck M, Mravec B, Gidron Y).
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Eine nicht ausreichende Funktion des Parasympathikus bzw. ein Überwiegen des Sympathikus kann sich in einer geringen HRV bemerkbar machen. In schweren Fällen liegt das Bild einer Herzfrequenzstarre vor. Der Zusammenhang zwischen geringer HRV und erhöhter Morbidität und Mortalität wurde in zahlreichen Studien vielfach bestätigt und gilt heute als gesichert (Int J Cardiol. 2010 May 28; 141(2): 122–31. Epub 2009 Nov 11 The relationship of autonomic imbalance, heart rate variability and cardiovascular disease risk factors; Thayer JF, Yamamoto SS, Brosschot JF).
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Die Bestimmung der HRV mittels der Herzfrequenzanalyse in Ruhe und unter Stimulation gilt heute als wichtigste Untersuchungsmethode in der Diagnostik des autonomen Nervensystems (Eur Heart J. 1996 Mar; 17(3): 354–81 Heart rate variability. Standards of measurement, physiological interpretation, and clinical use. Task Force of the European Society of Cardiology and the North American Society of Pacing and Electrophysiology).
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Der Einfluss des parasympathischen Nervensystems zeigt sich vor allem in der Größe der respiratorischen Sinusarrhythmie (RSA). Darunter versteht man die Oszillation der Herzfrequenz synchron zur Atmung, wobei beim Einatmen die Herzfrequenz ansteigt und beim Ausatmen wieder abfällt. 1a und b zeigen ein Beispiel einer ausgeprägten respiratorischen Sinusarrhythmie. Die respiratorische Sinusarrhythmie wird ausschließlich durch den Parasympathikus vermittelt, der Sympathikus hat daran keinen Anteil. Dies liegt in der Geschwindigkeit der beiden Regelsysteme Sympathikus und Parasympathikus begründet, wobei der Parasympathikus deutlich schneller regeln kann als der Sympathikus. Diese Eigenschaft des Parasympathikus macht man sich zu Nutze, um zwischen der Aktivität des Sympathikus und der des Parasympathikus zu differenzieren, in dem man den Herzfrequenzverlauf einer Spektralanalyse, z. B. mittels einer Fast-Fourier-Transformation (FFT), unterzieht (siehe 1b).
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2a zeigt einen typischen Herzfrequenzverlauf am Menschen, 2b zeigt die zugehörige Spektralanalyse. Der als „HF” (high frequency) gekennzeichnete Bereich der Spektralanalyse bezeichnet dabei einen Regelbereich der Herzfrequenz, der ausschließlich durch den Einfluss des Parasympathikus zustande kommt (0,15 Hz bis 0,4 Hz). Der als „LF” (low frequency) gekennzeichnete Bereich umfasst einen Frequenzbereich, in dem sich Sympathikus und Parasympathikus überlappen (0,04 bis 0,15 Hz). Der als „VLF” bezeichnete Frequenzbereich beinhaltet sehr langsam einwirkende Einflüsse wie z. B. die Thermoregulation. Aufgrund der erforderlichen langen Aufnahmezeit spielt der „VLF”-Bereich bei der Kurzzeit-HRV-Analyse keine Rolle und kann in der weiteren Betrachtung vernachlässigt werden.
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Es ist schon lange Stand der Technik, die unterschiedlichen Aktivitäten von Sympathikus und Parasympathikus durch Parameter zu quantifizieren, die durch eine Spektralanalyse gewonnen werden. So wird beispielsweise in vielen wissenschaftlichen Studien der LF/HF-Quotient verwendet, um die Balance von Sympathikus und Parasympathikus anzuzeigen. Ins Verhältnis gesetzt wird dabei das Integral der Frequenzverteilung im LF-Bereich zum Integral der Frequenzkurve im HF-Bereich. Dabei geht man davon aus, dass der HF-Bereich ausschließlich den Parasympathikus abbildet und der LF-Bereich näherungsweise die Aktivität des Sympathikus widerspiegelt (Eur Heart J. 1996 Mar; 17(3): 354–81; Heart rate variability. Standards of measurement, physiological interpretation, and clinical use. Task Force of the European Society of Cardiology and the North American Society of Pacing and Electrophysiology).
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Ein weiterer Weg, um die Aktivität des Parasympathikus zu bestimmen, ist die Quantifizierung der respiratorischen Sinusarrhythmie. Im Zustand der respiratorischen Sinusarrhythmie führt die Synchronisierung der Rhythmen von Atmung, Blutdruck und Herzfrequenz zu einer angenähert sinusförmigen Schwingung der Herzfrequenz, die in der Spektralanalyse einen charakteristisches Muster aufweist und sich durch einen großen Peak über der Atemfrequenz (1b) auszeichnet. Aufgrund der optimalen Resonanzfrequenz der respiratorischen Sinusarrhythmie von ca. 0,1 Hz liegt der Peak der respiratorischen Sinusarrhythmie praktisch immer im LF-(low frequency)-Bereich der Spektralanalyse, ist aber trotzdem Ausdruck parasympathischer Aktivität und nicht zu verwechseln mit sympathischer Aktivität, die durch das Fehlen eines charakteristischen Peaks und eine breite Verteilung der auftretenden Frequenzen im LF-Bereich gekennzeichnet ist (siehe 2b).
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Es ist deshalb möglich, die Amplitude der respiratorischen Sinusarrhythmie über eine Spektralanalyse zu bestimmen. So beschreibt beispielsweise die
DE 10 2006 039 957 A1 ein spektral-analytisches Verfahren zur Bestimmung der respiratorischen Sinusarrhythmie, dem ein Verhältnis des Integralanteils zweier Frequenzbereiche ähnlich dem LF/HF-Quotienten zugrunde liegt. Die
EP 1 156 851 B1 wiederum beschreibt ein spektral-analytisches Verfahren zur Bestimmung der respiratorischen Sinusarrhythmie, bei dem mittels einer Peak-Detektion die Frequenz des Peaks bestimmt wird und nachfolgend ein Integral, das den Peak umfasst, ins Verhältnis zu zwei Integralen gesetzt wird, die jeweils einen Bereich unter und oberhalb der Peakfrequenz umfassen. Eine praktische Umsetzung der in den beiden Patenten genannten Verfahren sind beispielsweise Geräte zur Durchführung des sogenannten HRV-Biofeedbackverfahrens. Dabei wird die respiratorische Sinusarrhythmie des Anwenders in Echtzeit gemessen und durch verschiedenfarbige LEDs visualisiert. Durch den sogenannten Biofeedbackeffekt kann nun der Anwender gezielt seine respiratorische Sinusarrhythmie und damit den Einfluss des gesundheitsförderlichen Parasympathikus trainieren. Die
DE 10 2008 030 956 A1 zeigt ein Ausführungsbeispiel so eines Geräts.
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Die Bestimmung der respiratorischen Sinusarrhythmie mittels der Spektralanalyse nach dem Stand der Technik setzt aufgrund der benötigten mathematischen Verfahren wie z. B. FFT-Analyse, wie sie insbesondere beispielsweise in der
EP 1 156 851 B1 , der
US 6,358,201 , der
US 7,163,512 B1 , der
US 7,462,151 B2 , der
US 8,066,637 B2 oder der
US 8,123,696 B2 offenbart ist, oder Wavelet-Analyse eine hohe Rechenleistung voraus, wie sie heute im PC-Bereich durchaus üblich ist. In der Realisierung einfacher batteriebetriebener Geräte zur Bestimmung der respiratorischen Sinusarrhythmie sind aber wenig rechenintensive Analyseverfahren wünschenswert, weil dann auf den Einsatz teurer Mikroprozessoren mit hohem Stromverbrauch verzichtet werden kann.
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Es ist mithin Aufgabe vorliegender Erfindung, diesen Nachteil zu vermeiden, wobei entsprechende Vereinfachungen natürlich auch bei Geräten mit größeren Rechenleistungen zu einer besseren Leistung und zu der Möglichkeit, die entsprechenden Geräte mit weiteren Berechnungen und anderen Aufgaben gleichzeitig zu betrauen, führt.
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Als Lösung werden Verfahren und Vorrichtungen zur Quantifizierung der respiratorischen Sinusarrhythmie mit den Merkmalen der unabhängigen Ansprüche vorgeschlagen. Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen finden sich in den Unteransprüchen und der nachfolgenden Beschreibung.
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Der im Stand der Technik genannte LF/HF-Quotient sowie die in den Patenten
DE 10 2006 039 957 A1 und
EP 1 156 851 B1 genannten Quotienten entsprechen letztlich einem Signal-Rauschverhältnis, wobei als Signalanteil die Amplitude der respiratorischen Sinusarrhythmie verwendet wird und als Rauschanteil alle anderen auftretenden Frequenzen außerhalb der Atemfrequenz herangezogen werden. Der Rauschanteil wird deshalb in der Regel mit erfasst, weil bei einer hohen Aktivität des Parasympathikus sich das Rauschen stark verringert. Man spricht hier auch von Kohärenz zwischen Herzfrequenz und Atmung. Aus diesem Grund liefert die Größe des Rauschens zusätzlich zur Amplitude der respiratorischen Sinusarrhythmie wertvolle Information über die Aktivität des Parasympathikus.
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Aufgrund der Resonanzeigenschaften der physiologischen Reflexbögen ist die respiratorische Sinusarrhythmie bei langsamer Atmung starker ausgeprägt mit einem Maximum bei ungefähr 0,1 Hz. Ihre Amplitude wird umso geringer, je höher die Atemfrequenz ist. Die Bestimmung der respiratorischen Sinusarrhythmie wird deshalb meist bei langsamer Atmung durchgeführt. Aus diesem Grund genügt es in der Regel, als Rauschanteil die Frequenzanteile heranzuziehen, die oberhalb der Atemfrequenz auftreten. Es ist nun möglich, ein solches Signal-Rauschverhältnis ohne Spektralanalyse auf einfache Art herzustellen:
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Eine respiratorische Sinusarrhythmie entspricht dem Auftreten einer Sinusschwingung einer bestimmten Frequenz in der Herzfrequenzkurve, wobei die Frequenz der Sinusschwingung mit der Atemfrequenz übereinstimmt. Die Amplitude der Sinusschwingung korrespondiert dabei mit der von der Sinuskurve überstrichenen Fläche, siehe
3. Kommt es nun zur Überlagerung der respiratorische Sinusarrhythmie mit Frequenzen anderer Genese (
4a), so lässt sich die respiratorische Sinusarrhythmie durch den Einsatz eines digitalen Bandpass- oder Tiefpassfilters von den störenden Frequenzanteilen abtrennen (
4b) und die Fläche unter der Kurve bestimmen. Durch Verwendung eines digitalen Hochpassfilters auf die Herzfrequenzkurve lässt sich nun beispielsweise auch der Rauschanteil abtrennen und ebenfalls die Fläche unter der Kurve bestimmen (
4c). Die respiratorische Sinusarrhythmie lässt sich dann als Verhältnis der Flächen der gefilterten Kurven quantifizieren:
mit A
Bandpass als die Fläche unter der Bandpass-gefilterten Herzfrequenzkurve, wobei der Frequenzbereich, der den Filter möglichst ungedämpft passiert, den physiologischen Bereich der respiratorischen Sinusarrhythmie umfassen sollte. Mögliche Frequenzbereiche wären z. B. der aus dem Stand der Technik bekannte LF-Bereich 0,04 bis 0,15 Hz. Alternativ könnte auch ein Frequenzbereich gewählt werden, der eine physiologische Atemfrequenz umfasst, z. B. zwischen 5 und 10 Atemzügen pro Minute, was einem Frequenzbereich von 0,083 bis 0,166 Hz entspricht.
und mit A
Hochpass als die Fläche unter der Hochpass-gefilterten Herzfrequenzkurve, wobei der Frequenzbereich, der den Filter möglichst ungedämpft passiert, über dem Frequenzbereich des Bandpass-Filters liegen sollte. Mögliche Frequenzbereiche wären z. B. der aus dem Stand der Technik bekannte HF-Bereich > 0,15 Hz, beziehungsweise jeder andere geeignete Frequenzbereich, der über dem Frequenzbereich des Bandpass-Filters liegt.
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Durch geeignete Wahl der Filterkoeffizienten und Frequenzbereiche lässt sich ein Signal-Rauschverhältnis erzielen, das mit hinreichender Genauigkeit die Größe der respiratorischen Sinusarrhythmie quantifiziert. Aufgrund der einfachen Realisierung digitaler aber auch analoger Filter mittels weniger Additionen und Multiplikationen kann nun auf eine aufwändige Spektralanalyse verzichtet werden, wodurch kleinere, stromsparendere Mikroprozessoren in Geräten zur Bestimmung der respiratorischen Sinusarrhythmie eingesetzt werden können.
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So kann sich insbesondere ein Verfahren zur Quantifizierung der respiratorischen Sinusarrhythmie dadurch auszeichnen, dass eine Herzfrequenzkurve durch wenigstens zwei Filter in zwei unterschiedliche Herzfrequenzteilkurven aufgetrennt wird, wobei mindestens eine dieser Herzfrequenzteilkurven das Frequenzband der respiratorischen Sinusarrhythmie tangiert – oder dieses zumindest teilweise schneidet bzw. ganz umfasst – und wobei durch eine Analyse der beiden Herzfrequenzteilkurven die respiratorischen Sinusarrhythmie quantifiziert wird. Eine derartige Filteranordnung lässt sich einerseits sogar durch analoge elektronische Baugruppen und andererseits durch einfachste softwaretechnische Maßnahmen umsetzen und ermöglicht eine schnelle Analyse der Herzfrequenzkurve.
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Als Frequenzband der respiratorischen Sinusarrhythmie wird vorzugsweise ein Bereich zwischen 0,06 Herz und 0,166 Herz, was ungefähr 4 bis 10 Atemzügen pro Minute entspricht, gewählt oder schmaler – letzteres mit dem Risiko, dass Atemfrequenzen von Einzelpersonen, wie beispielsweise Sportlern, nicht mehr zutreffend erfasst werden können. Dementsprechend ist auch eine Vorrichtung zur Quantifizierung der respiratorischen Sinusarrhythmie vorteilhaft, welche sich durch Messmittel zur Messung einer Herzfrequenzkurve, durch wenigstens zwei Filter zur Auftrennung der Herzfrequenzkurve in zwei unterschiedliche Herzfrequenzteilkurven, durch wenigstens eine Analyseeinrichtung zur analysierenden Gegenüberstellung der beiden Herzfrequenzteilkurven und durch wenigstens einer Ausgabeeinrichtung zur Ausgabe des Ergebnisses der Analyseeinrichtung auszeichnet.
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Vorzugsweise enthält die andere der Herzfrequenzteilkurven das Frequenzband der respiratorischen Sinusarrhythmie nicht. Auf diese Weise kann baulich sehr einfach eine gute Trennung und mithin eine gute Signalschärfe erzielt werden.
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Letzteres gilt auch, wenn die beiden Herzfrequenzteilkurven nicht überlappen.
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Vorzugweise werden zur Analyse die Flächen A und B unter den beiden Herzfrequenzteilkurven ermittelt und zueinander in ein Verhältnis gesetzt, wobei das Verhältnis G die respiratorische Sinusarrhythmie quantifiziert. G = A / B
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Es versteht sich, dass, bevor die Herzfrequenzteilkurven zueinander in ein Verhältnis gesetzt werden, ggf. eine Wichtung, beispielsweise über einen Faktor c, d oder einen Exponenten p, q, erfolgen kann. Eine derartige Wichtung kann ohne weiteres experimentell gewählt werden und beispielsweise darauf abgestimmt sein, ein binäres Signal G, wie beispielsweise „Gut” und „Schlecht”, als Quantifizierung ausgeben, wenn die entsprechenden Faktoren c, d und Exponenten p, q derart gewählt sind, dass ein ausreichend signifikanter Übergang an einem Ausgang einer entsprechenden Vorrichtung zur Verfügung steht.
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Insbesondere kann die Herzfrequenzkurve durch mehr als zwei Filter in eine entsprechende Zahl unterschiedlicher Herzfrequenzteilkurven aufgetrennt werden. Vorzugsweise werden hierbei zunächst die Herzfrequenzteilkurven, welche das Frequenzband der respiratorischen Sinusarrhythmie tangieren – bzw. sogar schneiden, überlappen oder umfassen –, bewertet und die Bewertung A zusammengefasst sowie die Herzfrequenzteilkurven, welche das Frequenzband der respiratorischen Sinusarrhythmie nicht enthalten oder tangieren, bewertet und die Bewertung B zusammengefasst. Anschließend können die Zusammenfassungen zur Quantifizierung G der respiratorischen Sinusarrhythmie analysiert werden.
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Vorzugsweise werden für die Bewertungen A, B jeweils die Flächen unter den beiden Herzfrequenzteilkurven ermittelt und zur Zusammenfassung aufaddiert, wobei insbesondere die zusammengefassten Herzfrequenzteilkurven zur Analyse zueinander in ein Verhältnis gesetzt werden können. Dieses Verhältnis kann dann zur Quantifizierung G der respiratorischen Sinusarrhythmie genutzt werden.
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Eine entsprechende Zusammenfassung kann beispielsweise durch einfache Summenbildung erfolgen.
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Vorzugsweise wird vor dem Zusammenfassen der jeweiligen Herzfrequenzteilkurven wenigstens eine der Bewertung, vorzugsweise jeweils über einen Faktor c, d, gewichtet. Hierdurch lässt die Signifikanz des Ausgangssignals gezielt an die jeweiligen Erfordernissen anpassen.
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Insbesondere kann auch wenigstens eine der Zusammenfassungen vor der Analyse gewichtet werden. Dieses kann ebenfalls über einen Faktor oder ähnliches erfolgen. Vorzugsweise erfolgt dieses über einen Exponenten.
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Es versteht sich, dass ggf. auch komplexere Wichtungsfunktionen angesetzt werden können.
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Die Analyseeinrichtung kann wenigstens einen Integrierer zur Ermittlung der Fläche unter einer Herzfrequenzteilkurve aufweisen, wodurch eine entsprechende Flächenberechnung schnell und unkompliziert erfolgen kann. Vorzugsweise ist je Herzfrequenzteilkurve ein Integrierer vorgesehen.
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Eine entsprechende Analyseeinrichtung kann wenigstens einen Verstärker zur Verstärkung einer der beiden Herzfrequenzteilkurven aufweisen, wobei im vorliegenden Zusammenhang der Begriff „Verstärkung” eine Multiplikation mit einem Faktor beinhaltet, die durchaus auch mit einem Wert unter 1 erfolgen kann, was zu einer entsprechenden Verminderung führt. Ebenso kann der Verstärker eine exponentielle oder logarithmische bzw. eine multiplizierende Kennlinie aufweisen. Vorzugsweise ist je Herzfrequenzteilkurve ein Verstärker vorgesehen.
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Kumulativ bzw. alternativ hierzu kann die Analyseeinrichtung wenigstens einen Addierer zur Addition von durch die Analyseeinrichtung modifizierten Herzfrequenzteilkurven, beispielsweise durch die Verstärker oder Integrierer modifizierten Herzfrequenzteilkurven, aufweisen. Auch kann die Analyseeinrichtung wenigstens einen Dividierer zum Setzen von durch die Analyseeinrichtung modifizierter Herzfrequenzteilkurven in ein Verhältnis aufweisen, wodurch eine entsprechende Analyse schnell und präzise durchgeführt werden kann. Ebenso kann die Analyseeinrichtung kumulativ bzw. alternativ hierzu noch einen Multiplizierer, ggf. mehrere Multiplizierer mit unterschiedlichen Kennlinien, insbesondere um beispielsweise einzelne oder Gruppen von Hochfrequenzteilkurven mit einem Faktor oder Exponenten zu Wichten, umfassen.
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Insbesondere einer der Filter kann auch ein digitaler Filter sein, sodass die Gesamtanordnung auch in digitaler Form umgesetzt werden kann. Diesbezüglich ist es dann dementsprechend von Vorteil, wenn auch die anderen Baugruppen der Analyseeinrichtung, wie die Integrierer, Verstärker, Multiplizierer oder Addierer entsprechend digital ausgestaltet sind.
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Das entsprechende Verfahren bzw. die Vorrichtung eignet sich insbesondere für ein Biofeedback, indem in Echtzeit eine Messung und Auswertung vorgenommen und das Ergebnis der Auswertung in Echtzeit angezeigt wird. Eine entsprechende Anzeige kann beispielsweise durch „Gut” oder „Schlecht” aber auch durch eine feinere Auflösung vorgenommen werden.
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Es versteht sich, dass die Merkmale der vorstehend bzw. in den Ansprüchen beschriebenen Lösungen gegebenenfalls auch kombiniert werden können, um die Vorteile entsprechend kumuliert umsetzen zu können.
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Weitere Vorteile, Ziele und Eigenschaften vorliegender Erfindung werden anhand nachfolgender Beschreibung von Ausführungsbeispielen erläutert, die insbesondere auch in anliegender Zeichnung dargestellt sind. In der Zeichnung zeigen:
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1 ein Beispiel einer respiratorischen Sinusarrhythmie mit den einzelnen aufgezeichneten Daten (a) und der hieraus folgenden Spektralanalyse (b);
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2 eine zehn minütige Aufzeichnung der Herzfrequenzkurve (a) und der zugehörigen Spektralanalyse (b);
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3 eine beispielhafte Herzratenvariabilität nur unter Berücksichtigung der Atemfrequenz;
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4 eine beispielhafte Herzratenvariabilität unter Berücksichtigung weiterer Genesen (a), unter Ansatz eines auf die Atemfrequenz abgestimmten Filters (b) sowie die restlichen Anteile (c); und
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5 eine beispielhafter Aufbau der Filter und Analyseeinrichtung.
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Entsprechend der Anordnung nach 5 wird eine Herzfrequenzkurve über einen Eingang 1 zunächst über drei Filter 11, 12, 13 zum Einen Frequenzen unterhalb der respiratorischen Sinusarrhythmie über den Filter 11, welcher sehr niedrige Frequenzen (very low frequencies VLF) filtert, sowie oberhalb der respiratorischen Sinusarrhythmie über den Filter 13, welcher hohe Frequenzen (high frequencies HF) filtert, von dem Frequenzband der respiratorischen Sinusarrhythmie zwischen 0,06 Herz und 0,166 Herz (low frequencies LF), die über den Filter 12 in einen dritten Zweig herausgefiltert werden, getrennt.
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Über Integratoren 21, 22, 23 werden die Flächen unter den entsprechenden Schwankungen, wie diese beispielhaft in 4b und 4c dargestellt sind, jeweils integriert und anschließend über geeignete Verstärker 31, 32, 33 gewichtet. Bei vorliegendem Ausführungsbeispiel sind die Verstärker 31, 33 vermindernde Verstärker mit einem Faktor unter Eins, während der Verstärker 32, welcher die respiratorische Sinusarrhythmie verstärkt, einen über Eins liegenden Faktor auf die integrierten Werte setzt.
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Im Anschluss hieran werden die über die Verstärker 31, 33 entsprechend verminderten Werte in einem Addierer 41 aufaddiert. Gegebenenfalls können noch weitere Addierer vorgesehen sein, insbesondere wenn auch im Bereich der respiratorischen Sinusarrhythmie mehrere Filter vorgesehen sind, die deren Ausgänge gegebenenfalls separat integriert und mit unterschiedlichen Faktoren gewichtet werden. Hiernach werden die aufsummierten Werte aus dem Addierer 41, bzw. die verstärkten Werte aus dem Verstärker 32 einer exponentiellen Wichtung in den Multiplikatoren 51, 52 zugeführt, um diese anschließend in einem Divisor 61 entsprechend der vorstehend genannten Formel zu dividieren. Hieraus folgt dann ein entsprechendes Ausgangssignal an einem Ausgang 2, welches ein Maß für die respiratorische Sinusarrhythmie darstellt.
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Wie unmittelbar nachvollziehbar, sind sämtliche der vorstehenden genannten Operatoren durch einfache herkömmliche elektronische Bauteile aber auch durch entsprechende Software ohne weiteres umsetzbar. Letzteres ist insbesondere dann eine vorteilhafte Umsetzung vorliegender Erfindung, wenn die entsprechend gemessenen Werte digital vorliegen und aus den digitalen Daten eine entsprechende digitale Herzfrequenzkurve ermittelt wurde. Die lineare Anordnung bedingt unmittelbar, dass schnell und mit wenig Rechnung Aufwand Ergebnisse erzielt werden können.
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Bezugszeichenliste
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- 1
- Eingang
- 2
- Ausgang
- 11
- VLF-Filter
- 12
- LF-Filter
- 13
- HF-Filter
- 21
- Integrator
- 22
- Integrator
- 23
- Integrator
- 31
- Verstärker
- 32
- Verstärker
- 33
- Verstärker
- 41
- Addierer
- 51
- Multiplikator
- 52
- Multiplikator
- 61
- Divisor
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- DE 102006039957 A1 [0009, 0013]
- EP 1156851 B1 [0009, 0010, 0013]
- DE 102008030956 A1 [0009]
- US 6358201 [0010]
- US 7163512 B1 [0010]
- US 7462151 B2 [0010]
- US 8066637 B2 [0010]
- US 8123696 B2 [0010]
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- Clin Sci (Lond). 2012 Apr; 122(7): 323–8 You may need the vagus nerve to understand pathophysiology and to treat diseases; De Couck M, Mravec B, Gidron Y [0002]
- Int J Cardiol. 2010 May 28; 141(2): 122–31. Epub 2009 Nov 11 The relationship of autonomic imbalance, heart rate variability and cardiovascular disease risk factors; Thayer JF, Yamamoto SS, Brosschot JF [0003]
- Eur Heart J. 1996 Mar; 17(3): 354–81 Heart rate variability. Standards of measurement, physiological interpretation, and clinical use. Task Force of the European Society of Cardiology and the North American Society of Pacing and Electrophysiology [0004]
- Eur Heart J. 1996 Mar; 17(3): 354–81; Heart rate variability. Standards of measurement, physiological interpretation, and clinical use. Task Force of the European Society of Cardiology and the North American Society of Pacing and Electrophysiology [0007]
