DE2643907A1

DE2643907A1 - System zum anzeigen von herzzustaenden

Info

Publication number: DE2643907A1
Application number: DE2643907A
Authority: DE
Inventors: Marlin Stephen Heilman; Alois A Langer; Mieczyslaw Mirowski; Morton Maimon Mower
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1975-09-30
Filing date: 1976-09-29
Publication date: 1977-04-07
Also published as: NL177463C; JPS5244089A; CA1087691A; GB1538522A; NL7610831A; DE2661005C2; JPS5753108B2; NL177463B

Description

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MIEGZYSLAW MIROWSEI Owings Mills, Maryland (V. St. A.)

System zum Anzeigen von Herzzustanden

Bas Herzkammerflattern ist eine tödliche Herz- ^v rhythmusstörung, deren einzige wirksame Behandlung die Defibrillation oder Kardioversion mittels eines elektrischen Stromstoßes ist· Wenn ein Herzkammerflattern bei einem Patienten außerhalb des Krankenhauses auftritt, hat er nur eine geringe Überlebenswahrscheinlichkeit, weil die Behandlung innerhalb weniger Minuten nach dem Beginn der Störung einsetzen muß.

Glücklicherweise sind zur Behandlung dieses lebensgefährlichen Zustandes bereits neue Methoden und neue Einrichtungen entwickelt worden, u. a. mit Hilfe von Computern durchgeführte Verfahren zum Erkennen von (

Patienten, bei denen die Gefahr des Auftretens des Herzkammerfiat terns hoch ist, ferner zur Behandlung von Rhythmusstörungen geeignete Medikamente, die derartigen Patienten prophylaktisch verabreicht werden können, sowie weitverbreitete Trainingsprogramme zur Wiederbelebung von Herz und Lunge und implantierbare Einrichtungen zum automatischen Erkennen des Herzkammerfiatterns und zur Abgabe von elektrischen Stromstößen zur Defibrillation oder Kardioversion·

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Bei vielen der bekannten Techniken, beispielsweise bei der in einem Krankenhaus durchgeführten Defibrillation oder Kardioversion oder bei der im Rahmen eines Wiederbelebungsprogramms durch eine medizinische Hilfskraft durchgeführten Defibrillation oder Kardioversion muß das Herzkammerflattern zunächst von einem Menschen erkannt werden. Zu diesem Zweck mußte bisher eine geschulte Bedienungsperson ein auf einem Elektrokardioskop dargestelltes EKG auswerten. Es kommt jedoch vor, daß diese Maßnahmen zur Defibrillation oder Kardioversion nicht durchführbar sind. Daher besteht ein starkes Bedürfnis nach einer elektronischen Einrichtung, die in Fällen, in denen die übliche Defibrillation oder Kardioversion nicht durchführbar ist, ein Herzkammerflattern oder eine andere lebensgefährliche Rhythmusstörung auf Grund eines eingegebenen Herzstromsignals genau erkennen kann. Beispielsweise könnte man einen Außendefibrillator oder Außenkardioverter bauen, dessen Entladungsschalter derart verriegelt ist, daß er einen elektrischen Stromstoß nur abgeben kann, wenn das Auftreten eines Herzkammerfiat terns durch einen Detektor angezeigt worden ist, der von den Elektroden ein Herzstromsignal erhalten hat· Ein derartiger Defibrillator oder Kardioverter könnte auch von einer ungeschulten Person gefahrlos bedient werden.

Für implantierbare automatische Defibrillatoren oder Kardioverter sind bereits Techniken entwickelt worden, mit denen es im allgemeinen einwandfrei möglich ist, ein Herzkammerflattern zu erkennen und zwischen lebensgefährlichen Rhythmusstörungen und anderen Herzfunktionsstörungen zu unterscheiden· Hinsichtlich des Erkennens des Herzkammerflatterns und der Unterscheidung zwischen ihm

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und nicht lebensgefährlichen, anderen Rhythmusstörungen sind jedoch noch beträchtliche Verbesserungen möglich. Ein Detektor der vorstehend angegebenen Art könnte daher auch in einem vollkommen implantierbaren, automatischen Defibrillator oder Kardioverter verwendet werden.

Die bisher in implantierbaren Einrichtungen angewendeten Maßnahmen zum Erkennen des Herzkammerflatterns haben bestimmte Nachteile. Bei einem implantierbaren automatischen Defibrillator oder Kardioverter ist vor allem die Art der möglichen Störungen wichtig, ferner die mit diesen Störungen verbundenen Gefahren für den Patienten und vor allem die Frage, ob die möglichen Störungen funktionsauslösend sind oder nicht. Natürlich dürfen nur möglichst wenig Störungen auftreten, aber man darf die Möglichkeit ihres Auftretens nicht völlig außer acht lassen. Dabei ist es wahrscheinlich günstiger, wenn ein Ausfall von Meßfunktionen keine Punktion des Defibrillators oder Kardioverters auslöst.

In zahlreichen bekannten Detektoren zum Erkennen des Herzkammerflatterns und implantierbaren automatischen Defibrillatoren oder Kardiovertern können in dem Meßsystem funktionsauslösende Störungen auftreten, wenn nicht zusätzlich eine Sperreehaltung vorgesehen ist. Dies gilt beispielsweise für R-Zacken-Sensore, Druck-Sensore und Kontrakt ions-Sensore.

Es besteht daher ein starkes Bedürfnis nach einem Detektor, der zum genauen Erkennen eines Herz- . kammerflatterns oder anderer lebensgefährlicher Rhythmusstörungen geeignet ist und bei dem etwaige Störungen keine Funktion auslösen können. Die Aufgabe der Erfindung besteht in der Schaffung eines derartigen Detektors.

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Allgemein besteht die Aufgabe der Erfindung in der Schaffung eines einfachen, genau arbeitenden Detektors, der zum Erkennen des Herzkammerflatterns geeignet ist und die Nachteile der bekannten Detektoren dieser Art beseitigt.

Die Erfindung betrifft ein System, das zum Messen der elektrischen Herzströme dient, zuverlässig zwischen Rhythmusstörungen mit hohem und niedrigem hämodynamischem Wirkungsgrad unterscheiden kann und auf das Herzkammerflattern besonders gut anspricht. Die Erfindung wird nachstehend an Hand eines implantierbaren automatischen Defibrillators oder Kardioverters erläutert, ist aber auf diese Anwendung nicht eingeschränkt. Beispielsweise kann man das erfindungsgemäße Verfahren ohne weiteres auch zum Erkennen von anderen Rhythmusstörungen, beispielsweise Pulsrhythmusstörungen, anwenden.

In der Elektrokardiographie werden im allgemeinen an die Körperoberfläche Elektroden angelegt, von denen dann elektrische Herzstromsignale abgeleitet werden können. Dagegen verwendet man den Ausdruck EIe ktrogramm für die Darstellung der Ergebnisse von Messungen, die an der Oberfläche des Herzens selbst vorgenommen werden. Im Rahmen der vorliegenden Beschreibung wird allgemein von einer Messung der elektrischen Herzströme gesprochen, ohne daß die Erfindung auf an einer bestimmten Stelle oder nach einem bestimmten Verfahren durchgeführte Messungen eingeschränkt ist.

Die Erfindung ermöglicht das Erkennen des Herzkammerflatterns mit einer bisher nicht möglichen Genauigkeit, so daß Systeme verwendet werden können, die beim Auftreten von Störungen keine Punktion auslösen. Die Punktion

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des Detektors gemäß der Erfindung ist von der Erfassung der QRS-Gruppe und der Berechnung der Herzschlagfrequenz unabhängig und daher von höchster Genauigkeit. Es ist bekannt, daß die Erfassung der QRS-Gruppe und die Berechnung der Herzschlagfrequenz während eines Herzkamrnerflatterns besonders schwierig sind. Ferner können P- und T-Zacken mit großer Amplitude fälschlicherweise als R-Zacken erfaßt werden, was zu einer falschen Diagnose des Herzkamraerflatterns führt. Der Detektor gemäß der Erfindung besteht infolge seiner einfachen Schaltung aus nur wenigen Bauelementen, so daß die Gefahr einer Störung eines elek- _. tronischen Bauelements gering ist. Ferner kann die Schaltung des Detektors gemäß der Erfindung ohne weiteres für einen geringen Leistungsverbrauch eingerichtet werden.

In einer grundlegenden Ausführungsform der Erfindung wird in dem Detektor gemäß der Erfindung eine Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion ausgewertet. Diese bestimmt die durchschnittliche anteilige Verweilzeit einer Signalamplitude zwischen zwei Grenzwerten. Es ist erkannt worden, daß ein Herzstromsignal während eines Herzkammerflatterns einerseits und während des normalen Herzrhythmus andererseits stark unterschiedliche Wahrscheinlichkeitsdichtefunktionen hat· Dabei C braucht die Wahrscheinlichkeitsdichte nicht durch eine vollständige Funktion dargestellt zu werden, sondern es genügt, wenn sie im Bereich von diskreten Amplitudenwerten abgetastet wird. Im Rahmen der Erfindung kann man sowohl die vollständige Funktion als auch eine durch Abtasten erhaltene Funktion anwenden. In der ersten Ausführungeform der Erfindung wird zum Erkennen des Herzkammerflatterns eine durch Abtasten erhaltene Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion überwacht. Man kann die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion in einer beliebigen Anzahl von Fegelbereichen überwachen. In der einfachsten

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Ausführungsform der Erfindung erfolgt die Überwachung in einem einzigen Pegelbereich, der in der Nähe des auch als EKG-Meßbasis bezeichneten Null-Pegels liegt. In diesem Fall wird durch Filtern des Herzstromsignals ein dessen erste Ableitung darstellendes Signal erzeugt, in dem etwaige sekundäre Spitzen der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion zu dem gewünschten Null-Pegel hin verschoben werden.

Die Erfindung betrifft ferner einen zum Erkennen des Herzkammerflattems dienenden, zu einer zweiten Stufe gehörenden Detektor, der auf die Regelmäßigkeit des R-R-Intervalls anspricht. Es hat sich gezeigt, daß auch bei Pulsrhythmusstörungen mit hoher Pulszahl (etwa 250 Pulsschläge pro Minute) die R-Zacken noch erkennbar sind und stets mit einer konstanten Frequenz auftreten. Dagegen sind beim Flattern keine derartigen regelmäßigen R-Zacken vorhanden. In dem im Rahmen der Erfindung verwendeten, neuartigen Detektor der zweiten Stufe wird zum Anzeigen einer Variation des R-R-Intervalls eine phasenstarre Schleife verwendet. Diese Schleife ist mit regelmäßig auftretenden R-Zacken phasenstarr, kann aber bei unregelmäßigem R-R-Intervall, beispielsweise beim Herzkammerflattern, nicht mitgenommen werden.

Ferner umfaßt die Erfindung einen zu einer zweiten Stufe gehörenden Widerstands-Detektor zum Messen des Widerstandes zwischen Herzelektroden. Es hat sich gezeigt, daß bei Herzkontraktionen der Widerstand um einen Betrag verändert wird, der mit dem Herzschlagvolumen in einer Beziehung steht. Da dem Widerstands-Detektor zur Durchführung seiner Meßfunktion eine ziemlich hohe Leistung zugeführt werden muß, umfaßt die Erfindung

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ferner eine Schaltung, die bewirkt, daß der Widerstands-Detektor während des größten Teils der Zeit unwirksam ist und erst angesteuert wird, wenn der Detektor der vorhergehenden Stufe ein Herzkanimerflattern anzeigt.

Die Hauptaufgäbe der Erfindung besteht daher in der Schaffung eines genau arbeitenden Detektors zum überwachen der Herzfunktion.

Ferner besteht eine Aufgabe der Erfindung in der Schaffung eines Systems, in dem eine in Abhängigkeit von einem Herzstromsignal erzeugte Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion zur Ermittlung von Angaben über die Herzfunktion ausgewertet wird.

Eine Aufgabe der Erfindung besteht außerdem in der Schaffung eines Systems zur Anzeige eines Herzkammer— flatterns unter Auswertung einer Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion.

Schließlich besteht eine Aufgabe der Erfindung auch in der Schaffung eines zur Anzeige von Herzrhythmus— Störungen dienenden mehrstufigen Systems, in dem einer Stufe erst Leistung zugeführt wird, nachdem eine vorhergehende Stufe eine Rhythmusstörung diagnostiziert hat.

In den Zeichnungen zeigt

Fig. 1 (a) eine Darstellung einer als Beispiel herangezogenen Rechteckwelle,

Fig. 1 (b) ein Kurvenbild der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion der in Fig. 1 (a) dargestellten Rechteckwelle,

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Pig. 2 (a) ein Kurvenbild eines durch Messung mit einem Katheter erhaltenen Herzstromsignals,

Fig. 2 (b) ein Kurvenbild der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion des Herzstromsignals gemäß Fig. 2 (a),

Fig. 3 (a) ein Kurvenbild eines beim Herzkammerflattern erhaltenen Herzstromsignals,

3 (b) ein Kurvenbild der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion des Herzstromsignals gemäß Fig. 3 (a),

Fig. 4 ein Blockschema des im Rahmen der Erfindung verwendeten Wahrscheinlichkeitsdichtefunktions-Detektors,

Fig. 5 ein ausführliches Schaltbild des in Fig. dargestellten Detektors gemäß der Erfindung, und

Fig. 6 (a) Kurvenbilder von Herzstromsignalen, die einen normalen Herzrhythmus und ein Flattern darstellen und an die Detektorschaltung gemäß den Figuren 4 und 5 angelegt werden.

> Fig. 6 (b) bis 6 (e) zeigen Kurvenbilder von Signalen, die beim Anlegen der in Fig. 6 (a) dargestellten Herzstromsignale an die Schaltung gemäß den Figuren 4 und 5 in dieser Schaltung an ausgewählten Stellen auftreten.

Fig. 7 zeigt ein Blockschema einer Schaltung zum Erzeugen von die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion darstellenden Eingangssignalen für ein Oszilloskop.

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Fig, 8 (a) bis 8 (d) zeigen Kurvenbilder zur Darstellung eines idealen Beispiels für das Filtern eines Herzstromsignals derart, daß die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion gegen Null verschoben wird.

Fig. 9 (a) zeigt in einem der Fig. 2 (a) ähnlichen Kurvenbild das gefilterte Herzstromsignal,

Fig. 9 (b) in einer der Fig. 2 (b) ähnlichen Darstellung die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion des gefilterten Herzstromsignals gemäß Fig. 9 (a) und

Fig. 10 ein Blockschema des zu einer zweiten Stufe gehörenden Detektors gemäß der Erfindung mit einer phasenstarren Schleife·

Fig. 11 (a) bis 11 (f) stellen an ausgewählten Stellen der Schaltung gemäß Fig. 10 auftretende Signale dar.

Fig. 12 zeigt ein Blockschema des zu einer zweiten Stufe gehörenden Widerstands-Detektors gemäß der Erfindung zur Anzeige eines Herzkammerflatterns.

Pig* 13 (a) bis 13 (f) zeigen Kurvenbilder zur Erläuterung der Funktion des Widerstands-Detektors gemäß Fig. 12.

Zunächst sei der einen Teil der Erfindung darstellende Detektor beschrieben, der zur Anzeige einer Herzrhythmusstörung durch Auswertung einer Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion dient. Vor der ausführlichen

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Beschreiblang der Schaltung gemäß der Erfindung soll kurz die Theorie der Wahrscheinlichkeitsdichte erläutert werden.

In der ersten Ausführungsforra der Erfindung beruht die Punktion des erfindungsgemäßen Detektorsystems auf einer Reihe von Messungen an dem Herzstromsignal. Das Ergebnis dieser Messungen wird in der Literatur als die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion K (X) bezeichnet. Wenn X(t) eine Funktion der Zeit ist, kann man K (X) als eine Funktion bezeichnen, welche die durchschnittliche anteilige Verweilzeit von X(t) zwischen zwei Grenzwerten angibt. Beispielsweise entspricht die unter K (X) zwischen X = X₁ und X = X₂ liegende Fläche der anteiligen Verweilzeit von X(t) zwischen den Grenzwerten X₁ und Xp. Aus dem in Fig. 1 (a) dargestellten, vereinfachten Beispiel erkennt man, daß sich X(t) stets entweder auf dem Pegel X = B oder auf dem Pegel X = A befindet und daß sich die Wellenform während der Hälfte der Gesamtzeit an jedem dieser Grenzwerte befindet. Die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion für dieses Beispiel ist in Fig. 1 (b) dargestellt, in der die stetige Zeitfunktion X(t) in eine Funktion der Amplituden-Zeit-Verteilung von X(t) umgeformt worden ist.

Die Entwicklung der vorliegenden Erfindung beruht auf der Erkenntnis, daß ein Herzstromsignal beim normalen Herzrhythmus und beim Herzkammerflattern sehr verschiedene Wahrscheinlichkeitsdichtefunktionen hat. In diesem Zusammenhang sei auf Fig. 2 (a) hingewiesen, die ein typisches Herzstromsignal darstellt, sowie auf Fig. 2 (b), welche die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion des Herzstrom signals gemäß Fig. 2 (a) darstellt, auf Fig. 3 (a), welche

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ein Beispiel eines beim Herzkamraerflattern erhaltenen Herzstromsignals darstellt, und auf Fig. 3 (b), welche die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion des in Fig. 3 (a) gezeigten Signals darstellt. Beim Vergleich des normalen Herzrhythmus mit dem Herzkammerflattern erkennt man, daß die größten Unterschiede zwischen den Herzstromsignalen im Bereich von X = O, d. h. an der EKG-Meßbasis, auftreten. Wie aus einem Vergleich der Figuren 2 (b) und 3 (b) hervorgeht, wirkt sich dies stark in den Wahrscheinlichkeit sdichtefunktionen aus.

In der einfachsten Ausführungsform der Erfindung wird die Wahrscheinlichkeitsdichte durch eine im Bereich eines Wertes von X, und zwar bei X = O oder im Bereich des Null-Pegels eines filtrierten Herzstromsignals, vorgenommene Abtastung ermittelt. Wie später unter Bezugnahme auf die Figuren 8 und 9 erläutert wird, stellt das von dem Filter in seiner grundlegendsten Form erzeugte Signal die Ableitung des Herzstromsignals dar. Der zur Ermittlung der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion führenden Abtastung des gefilterten Herzstromsignals bei X=O entspricht physiologisch die Ermittlung des Anteils der isoelektrischen Abschnitte des Herzstromsignals. Diese isoelektrischen Abschnitte verschwinden bei starken Pulsrhythmusstörungen, beispielsweise beim Flattern. Wie nachstehend erläutert wird, kann man die Abtastung auch im Bereich von zahlreichen anderen Pegeln als X=O vornehmen, so daß die Erfindung in keiner Weise auf die Anzahl und den Wert der Abtastpegelbereiche eingeschränkt ist.

Der erfindungsgemäße Wahrscheinlichkeitsdichtefunktions-Detektor ist in Fig. 4 im Blockschema und in Fig. 5 in einem ausführlichen Schaltschema dargestellt. Fig. 6 zeigt typische Wellenformen.

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Der Detektor 10 besitzt eine erste Stufe 12 zur Verarbeitung des Herzstromsignals. Dieser ersten Stufe nachgeschaltet sind eine Begrenzerstufe 14» eine Integrierstufe 16 und eine Schwellenwertstufe 18. Der Eingang 20 des Detektors 10 ist direkt an einen Herzstromsignal-Vorverstärker 22 angeschlossen, dessen Ausgangssignal über eine Verstärkungsregelungsschaltung 24 parallel an ein erstes Filter 26 und eine Kombination 28 eines Spitze-zu-Spitze-Detektors und eines zweiten Filters angelegt wird.

Die Stufe 12 hat eine Bandfiltercharakteristik. Bei diesem Bandfilter ist am wichtigsten der Hochpaßteil, der so ausgelegt ist, daß er niederfrequente Komponenten des Herzstromsignals, beispielsweise die ST-Strecke, unterdrückt und sein Ausgang annähernd der ersten Ableitung entspricht. Die Verstärkungsregelungsschaltung 24 dient zum Normalisieren der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion in einem bekannten, festgelegten Amplitudenbereich. Um das Verständnis des vereinfachten Blockschemas der Fig. 4 zu erleichtern, ist unmittelbar unter jeder der vier diskreten Stufen die entsprechende übertragungsfunktion dargestellt.

Aus der Fig. 5 erkennt man, daß die Verstärkung vor allem in dem Verstärker 42 erfolgt und die Kondensatoren 44» 46 und 48 und Widerstände 50, 52 und 54 als Bandpaßelemente dienen. Zur Verstärkungsregelung ist ein Feldeffekttransistor 56 mit η-Übergang vorgesehen, der einen Teil des Herzstromsignals über den Kondensator 58 gegen Masse ableitet, so daß im Zusammenwirken mit dem Widerstand 50 eine Spannungsteilerwirkung erzielt wird. In den Figuren 6 (a) und 6 (b) sind ein

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typisches endokardiales Herzstromsignal, das an dem Eingang 20 erscheint, bzw. das an dem Ausgang 30 erscheinende, entsprechende Ausgangssignal der Stufe dargestellt· Man erkennt, daß die in der Stufe 12 vorgesehenen Filter bewirken, daß das Herzstromsignal in beträchtlichem Grade längs der Zeitachse konzentriert wird·

Das durch die Vorverstärkung und Filterung in der Stufe 12 erhaltene Signal wird von dem Ausgang der Begrenzerstufe 14 zugeführt, in der ein Bereichskomparator 32 angeordnet ist, der an seinem Ausgang 34 ein digitales Signal erzeugt, dessen Amplitude davon abhängt, ob das Eingangssignal des !Comparators 32 innerhalb oder außerhalb eines Durchlaßbereichs liegt, dessen Mittenpegel an den Steuereingang 60 angelegt wird· In der vereinfachten Ausführungsform der Erfindung wird an den Eingang der Pegel der EKG-Meßbasis angelegt. Der Durchlaßbereich geht in Fig. 6 (b) von "+a" bis "-a". In Fig. 6 (c) ist das an dem Ausgang 34 des Begrenzungskomparators 32 erscheinende digitale Signal dargestellt. Dieses Signal geht auf einen festen Pegel, wenn das gefilterte Signal den gewählten Durchlaßbereich verläßt. Die Breite "a" des Durchlaßbereichs ist von dem Wert der Widerstände 62 und 63 abhängig. Aus der Fig. 6 (c) geht ferner hervor, daß nach dem Beginn des Flatterns die Verweilzeit des gefilterten Herzstromsignals in dem gewählten Durchlaßbereich nur noch sehr kurz ist, so daß die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion bei X=O den in den Figuren 1 (b) und 3 (b) dargestellten, niedrigeren Wert annimmt.

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Das an dem Ausgang 34 erscheinende, digitale Signal wird in dem Integrator 36 über einem Vorspannungspegel integriert, so daß an dem Ausgang 38 das in Pig. 6 (d) beispielsweise dargestellte Signal erscheint. Man erkennt, daß dieses Ausgangssignal beim Beginn des Flatterns sägezahnförmig ansteigt. Dieses Ausgangssignal wird an den Eingang eines Schwellenwertgliedes oder Komparators 40 angelegt, der schaltet, wenn das an dem Ausgang 38 erscheinende Sägezahnsignal einen gegebenen Schwellenpegel erreicht. Das Schwellenwertglied 40 arbeitet nach einer Hysteresisfunktion, so daß eine Haltewirkung erzielt wird und daher die Flatteranzeige erst aufhört, wenn das Sägezahnsignal in der unter dem Komparator 40 dargestellten übertragungsfunktion über den Pegel Vt hinaus abwärts auf VL geht. Dies ist in Fig. für den Zeitraum des in Fig. 6 (a) dargestellten, inaktiven Flatterns gezeigt. In diesem Zeitraum geht das in Fig. 6 (d) dargestellte Signal unter die Schaltschwelle des Komparators 40, der infolge seiner Hysteresisfunktion an seinen Ausgang noch ein Großsignal anlegt.

Die vorstehend beschriebene, vereinfachte Detektoranordnung löst im Fall einer Störung oder des Ausbleibens des Herzstromsignals keine Funktion aus. Die erfindungsgemäße Detektoranordnung ist auch unabhängig von der Bestimmung der beim Herzkammerflattern unbestimmten Herzschlagfrequenz. Man erkennt daher, daß der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktions-Detektor zum Anzeigen des Herzkammerflatterns schwerwiegende Nachteile der bekannten Detektoren vermeidet.

Aus der vorstehenden Beschreibung geht hervor, daß die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion zur Auswertung der ursprünglichen Zeit-Amplituden-Funktion herangezogen werden kann. Dabei bleiben alle diskreten Kennwerte des

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ursprünglichen Signals erhalten, werden aber in anderer Form dargestellt. Dabei können für die Diagnose wichtige Informationen in einer solchen Weise dargestellt werden, daß sie in manchen Fällen leichter erkannt oder automatisch gemessen werden können. Fig. 7 zeigt ein ausführlicheres Blockschema einer Schaltungsanordnung, die zur Sichtanzeige von vollständigen Wahrscheinlichkeitsdichtefunktionen verwendet werden kann. Diese Wahrscheinlichkeit sdichtekurven enthalten wertvolle Informationen für das Erkennen und Untersuchen von Pulsrhythmusstörungen·

In der Schaltungsanordnung gemäß Fig. 7 gelangt v ein an den Eingang 62 angelegtes Signal an eine Verstärkungsregelungsschaltung 64» so daß die Schaltungsanordnung Eingangssignale mit unterschiedlichen Amplituden verarbeiten kann. In der Sichtdarstellung der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion ist die Signalamplitude längs der Abszisse aufgetragen, so daß die Verstärkungsregelung die Breite des Kurvenbildes normalisiert.

Der Verstärkungsregelungsschaltung 64 ist ein digitales Speicherglied 66 nachgeschaltet, welches das Eingangssignal wiederholt abgibt. Das Speicherglied 66 speichert Herzstrominformation während eines Zeitraums von etwa 2 Sekunden in einem digitalen Speicher und gibt fortlaufend Wiederholungen dieser Information ab, so daß dieselbe Information wiederholt einem Bereichskompara— tor 68 zugeführt wird.

Am Ausgang des Bereichskomparators 68 liegt das Großsignal, wenn sein Eingangssignal in einem schmalen Bereich mit dem Mittenpegel ¹¹X" liegt. Der Ausgang

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des Bereichskomparators 68 wird an einen einfachen Tiefpaß angelegt, dessen Ausgangsspannung der durchschnittlichen Verweilzeit des Eingangssignals in dem vorherbestimmten Bereich proportional ist. Das Ausgangssignal des Filters 70 wird an den Vertikalablenkeingang des Oszilloskops 72 angelegt. Dieser Vorgang ist der vorstehend angegebenen Definition der Verteilung genau analog. Wenn man mittels eines Wellengenerators 74 den Pegelbereich des Eingangssignals langsam mit dem Bereichsmittenpegel "X" überstreicht, erhält man auf dem Bildschirm des Oszilloskopen eine kontinuierliche >. Sichtanzeige. Der Bereichsmittenpegel wird an den Horizon- ^ talablenkeingang des Oszilloskops 72 angelegt.

Mit Hilfe der in Fig. 7 dargestellten Schaltungsanordnung wurden die in den Figuren 2, 3 und 9 gezeigten Kurvenbilder erhalten. Wie vorstehend angegeben wurde, stellt das in Fig. 2 (a) dargestellte Kurvenbild ein mit Hilfe eines in das Herzinnere eingeführten Katheters erhaltenes Elektrogramm dar. Fig. 2 (b) zeigt die entsprechende Dichtefunktion. Auf den verschiedenen Kurvenbildern sind bestimmte Bereiche bezeichnet, welche dieselben Herzzustände in verschiedenen Darstellungsarten angeben. Beispielsweise enthält in Fig. 2 (a) der Bereich ^HB^M ) das kleinste Minimum der QRS-G-ruppe (S-Zacke). Das Signal bleibt nur sehr kurze Zeit in diesem Pegelbereich, so daß die entsprechende Zacke in der Wahrscheinlichkeitsdichtekurve in Fig. 2 (b) nur klein ist. Die Zacke ¹¹A" entspricht der ST-Strecke, und man erkennt, daß die durchschnittliche Verweilzeit des Herzstromsignals in diesem Pegelbereich langer ist als die durchschnittliche Verweilzeit im Pegelbereich B, so daß die Zacke A in Fig. 2 (b) höher ist. Am längsten bleibt das Herzstromsignal im Bereich des in

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Pig. 2 (a) rait C bezeichneten Null-Pegels. Daher ist in Pig. 2 (b) die Zacke für den Null-Pegel am größten.

Man erkennt nun, daß in der erfindungsgemäßen Anordnung das Ausbleiben eines Maximums im Bereich des Null-Pegels der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion als Anzeichen für einen abnormalen Herzrhythmus ausgewertet wird. Wenn man für die Auswertung die in der vorstehend beschriebenen, bevorzugten Ausführungsform von dem Filter erzeugte Ableitung des angelegten ursprünglichen Herzstromsignals heranzieht, wird das im Bereich des Null-Pegels auftretende Maximum noch stärker betont. Im Zusammenhang mit der Pig. 1 sei jetzt auch auf die Pig« 8 hingewiesen. Diese zeigt eine Rechteckwelle, die zwischen "+A" und °-A^H wechselt und deren Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion in Pig· 8 (b) dargestellt ist und der in Pig· 1 (b) dargestellten ähnelt. Da die Verweilzeit der Rechteckwelle im Bereich XsO gleich Null ist, hat die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion im Bereich X = O kein Maximum. In Pig. 8 (c) ist eine Impulsfolge dargestellt, welche die Ableitung der in Pig. 8 (a) dargestellten Rechteckwelle darstellt· Die in Pig. 8 (d) gezeigte Verteilungsfunktion (Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion) der Impulsfolge unterscheidet sich von der in Pig· 8 (b) dargestellten dadurch, daß sie für den Nullpegel einen Einheitsimpuls hat. In der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion der Ableitung der ursprünglichen Rechteckwelle sind daher die Maxima auf X=O verschoben·

Das an Hand der Pig· 8 für einen Idealfall erläuterte Prinzip kann nun auch für das in Pig. 9 (a) dargestellte, gefilterte Herzstromsignal angewendet werden· In der in Pig. 9 (b) gezeigten Wahrscheinlichkeitsdichtekurve ist die in Pig. 2 (b) dargestellte Zacke ^HA^H, die der

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ST-Streeke entspricht, nicht vorhanden. Ferner ist das im Bereich des Null-Pegels auftretende Maximum in Fig. 9 (b) beträchtlich größer als in Fig. 2 (b). Durch das Filter wird daher die Genauigkeit der Anzeige erhöht, weil die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion im Bereich des Null-Pegels ein größeres Maximum erhält und dadurch die Unterschiede zwischen dem Herzkammerflattern und dem normalen Herzrhythmus stärker hervorgehoben werden.

Wie vorstehend erwähnt wurde, kann man die Verteilung nicht nur erhalten, indem wie in dem vorstehend beschriebenen Detektor eine Abtastung im Bereich des Null-Pegels vorgenommen wird. Wenn man gemäß Fig. 3 (b) und 9 (b) zwei Pegelbereiche X. und X_Q für die Abtastung festlegt, kann man durch Auswertung eines Verhältnisses ein höheres Auflösungsvermögen für die Unterscheidung erzielen. Durch eine Annäherungsmessung erhält man für die beiden Beispiele in diesen beiden Pegelbereichen folgende Werte der Wahrscheinlichkeit sdichtefunktion:

Bei normalem Herzrhythmus

m 0,012 K_x(X₀) = 2,5

IiF - 0.0048

Beim Herzkammerflattern

K_x(X₁) * 0,08 K_x(Xq) =0,11

°'⁷²

Man erkennt, daß bei dieser Messung eine Dif ferenz von mehr als zwei Größenordnungen zwischen dem normalen Herzrhythmus und dem Flattern erhalten wird.

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Ein G -Wert von etwa 1,0 entspricht einer schweren Rhythrausra

störung.

Ein implantierbarer automatischer Defibrillator oder Kardioverter kann mit Erfolg nur verwendet werden, wenn er sehr zuverlässig ist. Daher kann es wünschenswert sein, eine Detektoranordnung zu schaffen, die noch genauer arbeitet als die vorstehend beschriebene. Zu diesem Zweck kann man auf andere Parameter ansprechende Detektorstufen hinzufügen. Ein Parameter, der zum Unterscheiden von sehr starken Pulsrhythinusstörungen und des Platterns beitragen kann, ist die Variation des R-R-Intervalls. Wie vorstehend angegeben wurde, können selbst bei Pulsrhythmusstörungen mit sehr hoher Pulszahl die R-Zacken noch erkannt werden und treten sie in diesem Fall mit konstanter Frequenz auf. Dagegen ist beim Flattern der Ausgang eines R-Zacken-Detektors vollkommen unregelmäßig. Man kann daher zwischen einem Flattern und Pulsrhythmusstörungen unterscheiden, wenn man mittels eines R-Zacken—Detektors die Variation der R-R-Intervalle bestimmt· Eine Kombination des Wehrseheinlichkeitsdientefunktions-Detektors und eines R-R-Detektors ermöglicht eine Unterscheidung zwischen dem Flattern und selbst starken Pulsrhythmusstörungen mit einer bisher nicht erzielten Genauigkeit.

Die Erfindung umfaßt ferner ein Verfahren zum Bestimmen der Variation des R-R-Intervalls mittels einer phasenstarren Schleife, die von periodischen Eingangssignalen mitgezogen wird und in diesem Fall eine phasenkonstante Ausgangswechselspannung erzeugt, deren Frequenz ein ganzzahliges Vielfaches der Eingangsfrequenz ist. Von einem

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nichtperiodischen Eingangssignal wird die Schleife dagegen nicht mitgenommen, was leicht erkannt werden kann. Y/enn man den WahrscheinlichkeitsdichtefiAnktions-Detektor als erste Stufe und einen Detektor mit phasenstarrer Schleife als zweite Stufe verwendet, zeigt bei einer Platteranzeige der ersten Detektorstufe die Nichtinitnähme der phasen— starren Schleife an, daß ein Herzkammerflattern vorliegt. Diese Anzeige wird mit sehr hoher Genauigkeit erhalten. Schaltungen mit phasenstarren Schleifen sind bekannt. Ein Beispiel einer derartigen, direkt für die Flatteranzeige verwendbare Schaltung mit geringem Le istungsverbrauch und Mitnahmeanzeige ist in der Application Note IGAN-6101 in RCA COS/MOS Integrated Circuits, 1975 Datebook Series auf S. 471 - 478 beschrieben. Daher ist die Schaltung mit der phasenstarren Schleife in den Figuren 11 und 12 nur im Blockschema dargestellt. Neu ist dagegen die Anwendung dieser Schaltung zur Flatteranzeige.

An Hand der Figuren 10 und 11 sei nun die erfindungsgemäße Verwendung einer phasenstarren Schleife in einer Flatteranzeigeschaltung beschrieben. Der vorstehend beschriebene Wahrscheinlichkeitsdichtefunktions-Detektor für die Flatteranzeige stellt einen Teil einer ersten Detektorstufe 76 dar, in der das Eingangssignal über einen Herzstromsignalverstärker 78 an den Wahrscheinlichkeitsdichtefunktions-Detektor 80 angelegt wird. Ein Fiat teranze ige signal des Detektors 80 wird über die Leitung 82 an den einen Eingang eines UND-Gatters 84 angelegt, dessen zweiter Eingang 86 der zweiten Stufe der kombinierten Detektoranordnung gemäß der Erfindung, insbesondere der phasenstarren Schleife 82, zugeordnet ist.

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Das Ausgangssignal des Herzstromsignalverstärkers 78 wird auch an den Eingang eines Filters 88 angelegt, das filtrierte Signale an einen R-Zacken-Detektor anlegt. Das Filter 88 und der Detektor 90 sind von üblicher Art. Das an das Filter 88 angelegte Herzstrorasignal ist in Fig« 11 (a) und das an den R-Zacken-Detektor 90 angelegte, gefilterte Signal ist in Fig. 11 (b) dargestellt.

Der R-Zacken-Detektor spricht auf jede R-Zacke j durch die Abgabe eines Ausgangsimpulses von endlicher J^ Dauer an. Bei regelmäßigen R-R-Intervallen besteht das r Ausgangssignal des R-Zacken-Detektors 90 aus einer pe- \ riodischen Impulsfolge. Wenn das in Fig. 11 (b) darge- \ stellte, gefilterte Herzstromsignal an den R-Zacken-De- | tektor angelegt wird, erzeugt er das in Fig. 11 (c) gezeigte Ausgangssignal. Man erkennt, daß die ersten drei ! Ausgangsimpulse des R-Zacken-Detektors 90 periodisch sind.

Die phasenstarre Schleife 92 besitzt einen Phasendetektor 94» dessen Ausgangssignal in einem Tiefpaß 96 gefiltert wird, dessen Ausgangesignale an den Steuerein- ^

gang eines spannungsgesteuerten Oszillators 98 angelegt werden. Dieser gibt eine regelmäßige Folge von Rechteck- Q

impulsen an den Phasendetektor 94 ab, der die Phasenlage dieser regelmäßigen Impulse mit der Phasenlage des von dem R-Zacken-Detektor 90 angelegten Eingangssignals vergleicht. I

Für die phasenstarre Schleife 92 kann man verschiedene bekannte Schaltungen verwenden. Im Rahmen der Erfindung wird das Ausgangesignal des Phasendetektors 94

an einen Mitnahmeanzeiger 100 angelegt, der die Phasenbeziehung zwischen den Ausgangsimpulsen des R-Zacken-Detektors und den Ausgangsimpulsen des Oszillators ermittelt und anzeigt, ob die phasenstarre Schleife 92 von dem Eingangssignal mitgenommen wird, das von dem R-Zacken-Detektor 90 angelegt wird.

Wenn der Phasendetektor dem Mitnahmeanzeiger anzeigt, daß die Schleife mitgenommen wird, gibt der Mitnahmeanzeiger 100 beispielsweise ein Kleinsignal ab· In

"^ diesem Fall bleibt das UND-Gatter 84 geschlossen, auch wenn der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktions-Detektor 80 über die Leitung 82 ein Plattern anzeigt. Wenn der Mitnahmeanzeiger 100 dagegen eine Anzeige erhält, daß die Schleife 92 nicht mitgenommen wird, gibt er an das UND-Gatter 84 ein Großsignal ab. Wenn gleichzeitig ein ähnliches Ausgangssignal des Wahrscheinlichkeitsdichtefunktions-Detektors 80 an das UND-Glied 84 angelegt wird, gibt dieses über die Leitung 102 ein Ausgangssignal zum Auslösen des elektronischen Defibrillator oder Kardiometers ab. Wenn dagegen die phasenstarre Schleife 92 nicht mitgenommen wird und der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktions-Detektor 80 keine Unregelmäßigkeit feststellt, bleibt das UND-Gatter 84 ge-

* schlossen. Diese Zustände sind in den Figuren 11 (d) bis 11 (f) dargestellt. Dabei ist in Fig. 11 (d) das Ausgangssignal des Wahrscheinlichkeitsdichtefunktions-Detektors 100, in Fig. 11 (e) das Ausgangssignal des Mitnahmeanzeigers und in Fig. 11 (f) das an den Leiter 102 abgegebene Ausgangssignal des UND-Gatters 84 dargestellt.

Nachstehend sei der Widerstands-Detektor zur Anzeige des Herzkammerfiatterns beschrieben. Es hat sich gezeigt, daß der Widerstand zwischen Herzelektroden von dem im Herzen befindlichen Blutvolumen abhängig ist. Beim

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normalen Rhythmus erfolgen die Kontraktion und das Füllen des Herzens regelmäßig, so daß auch die impulsförmigen Widerstandsveränderungen periodisch sind. Beim Plattern geht das Herzschlagvolumen dagegen im wesentlichen auf Null, so daß die Amplitude der impulsförmigen Widerstandsveränderung stark abnimmt. Mit Hilfe der in Pig. 12 im Blockscheraa dargestellten Schaltung gemäß der Erfindung kann man das einer Abnahme des Herzschlagvolumens und damit des Herzkammerdruckes entsprechende Fehlen von impulsförmigen Widerst andsveränderungen erkennen. Die in den Figuren 13 (a) bis 13 (f) dargestellten Kurvenbilder wurden mit Hilfe der in Fig. 11 dargestellten Schaltung erhalten.

In den Figuren 12 und 13 ist der erfindungsgemäße Widerstands-Detektor zur Anzeige des Herzkammerflatterns mit 104 bezeichnet. Der Detektor 104 erhält Leistung von einer Stromquelle über eine Leitung 106 unter Steuerung durch eine Torschaltung 108, die ihrerseits von dem Wahrscheinlichkeitsdichtefunktions-Detektor 110 gesteuert wird. Wie vorstehend angegeben wurde, verbraucht der Widerstands-Detektor eine beträchtliche Leistung, die der implantierten Batterie entnommen werden muß. Um einen zu starken Verbrauch der Batterie zu vermeiden, wird daher der Detektor 104 an seine Stromquelle unter Steuerung durch den Wahrscheinlichkeitsdichtefunktions-Detektor 110 nur angeschlossen, wenn dieser auf eine Abnormalität anspricht. Die in Fig. 12 dargestellte Schaltungsanordnung arbeitet daher mit einer UHD-Verknüpfung, die bewirkt, daß die zur zweiten Stufe gehörende Schaltung 104 zum Auslösen des elektronischen Defibrillator oder Kardioverters nur durch ein Ausgangssignal des zur ersten Stufe gehörenden Wahrscheinlichkeitsdichtefunktions—Detektors 110 angesteuert werden kann. Es müssen

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daher beide Schaltungen ein Flattern anzeigen, ehe die Schaltungsanordnung ein Flatteranzeigesignal abgibt.

Der wesentliche Teil des Widerstands-Detektors 104 zur Flatteranzeige ist das schematisch dargestellte Widerstandsglied 112, dessen Wert beispielsweise mit dem zwischen im Herzinnern befindlichen, auf einem Katheter im Abstand voneinander angeordneten Elektroden gemessenen Widerstand des Blutes und Gewebes in einer Beziehung steht. Dem Widerstandsglied 112 ist eine Stromquelle 114 zugeordnet, die an das Widerstandsglied 112 einen Strom von konstanter Stärke anlegt. Die Stromquelle 114 wird von einem Oszillator 116 gespeist und gibt daher an das Widerstandsglied 112 einen Wechselstrom ab, so daß die an dem Widerstandsglied 112 liegende Spannung dem Produkt der Stromstärke und des Widerstandes proportional ist. Beispielsweise kann der Oszillator 116 mit 100 kHz arbeiten und die Stromquelle 114 einen Strom von 100 uA abgeben. Das Widerstandsglied 112 hat beispielsweise eine Größenordnung von 50 0hm, so daß die an ihm liegende Spannung etwa 5 mV beträgt. Die an dem Widerstandsglied 112 liegende Spannung wird dann in einem Spannungsverstärker 118 verstärkt, dessen Ausgangsspannung mit einem Synchrondemodulator 120 demoduliert wird.

Der Ausgang des Demodulators 120 wird über einen Bandpaß-Verstärker 122 an ein Auslösenetzwerk 124, einen Sägezahngenerator 126 und ein Schwellenwertglied 128 angelegt. Ein von diesem an den Ausgang 130 angelegtes Signal dient zum Auslösen des Defibrillator oder Kardioverters.

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In Pig. 13 (a) ist ein Herzstromsignal dargestellt, das zuerst normal ist und dann ein Flattern anzeigt. In Pig. 13 (b) ist in übertriebener Form in demselben Zeitmaßstab der Ausgang des Oszillators 116 dargestellt. Fig. 13 (c) zeigt ein Kurvenbild der in dem Verstärker 118 verstärkten, dem Herzstromsignal gemäß Fig. 13 (a) entsprechenden Spannung an dem Widerstandsglied 112. Aus der Fig. 13 (c) geht hervor, daß bei jedem normalen Herzschlag die Spannung an dem Widerstandsglied 112 zunimmt, wenn Blut aus dem Herzen herausgedrückt wird.

Fig. 13 (d) stellt das in dem Verstärker 122 verstärkte Ausgangssignal des Demodulators 120 dar. Dabei wird jede impulsförmige Abnahme der Spannung an dem Widerstandsglied 112 durch ein negativgehendes Signal angezeigt. Das von dem Sägezahngenerator 126 erzeugte Sägezahnsignal ist in Fig. 13 (e) dargestellt. Dieses Sägezahnsignal geht jedesmal auf seinen Ausgangspegel zurück, wenn das in Fig. 13 (c) dargestellte, durch Demodulation und Verstärkung erhaltene Ausgangssignal des Verstärkers 122 durch einen eingestellten Schwellenpegel geht. Beim normalen Herzrhythmus wird das Schwellenwertglied 128 daher nicht angesteuert. Wenn jedoch gemäß Fig. 13 (a) ein Flattern einsetzt, wird die in Fig. 13 (el) dargestellte Kurve flacher, so daß sie den Schwellenwert nicht mehr erreicht und daher das in Fig. 13 (e) dargestellte Sägezahnsignal weiter ansteigt, bis es den Schwellenwert des Schwellenwertgliedes 128 überschreitet, wodurch dieses angesteuert wird und über die Leitung 130 ein Flattern anzeigt.

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Claims

Patentansprüche

1. Verfahren zum elektronischen Überwachen der Herzfunktion und zum Anzeigen von Abnormalitaten derselben, dadurch gekennzeichnet, daß Herzstromsignale eines überwachten Signals erfaßt und die erfaßten Signale verarbeitet werden und eine Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion derselben erzeugt und diese überwacht wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Herzstromsignale vor ihrer Verarbeitung gefiltert werden und eine Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion der gefilterten Herzstromsignale erzeugt wird.

3. Verfahren zum Überwachen der Herzfunktion, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens ein von der Herzfunktion abhängiger Herzparameter erfaßt und eine Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion desselben erzeugt wird.

(4.JVorrichtung zum elektronischen überwachen der Herzfunktion, gekennzeichnet durch einen Detektor zum Erfassen mindestens eines von der Funktion des überwachten Herzens abhängigen Herzparameters, durch einen Wandler zum Erzeugen von den erfaßten Herzparameter darstellenden, elektrischen Signalen und durch eine Einrichtung zum Verarbeiten der elektrischen Signale und zum Erzeugen einer Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion derselben·

5. Vorrichtung zur Herzrhythmuskorrektur, gekennzeichnet durch einen Detektor zum Erfassen von Herzstromsignalen, durch eine Einrichtung zum Verarbeiten der erfaßten Herzstromsignale und zum Erzeugen einer Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion derselben, durch einen Diskriminator zum Unterscheiden zwischen einer normalen Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion und einer Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion, die

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anzeigt, daß eine Herzrhythmuskorrektur erforderlich ist, und durch einen energieabgebenden Bestandteil zur Abgabe von Herzrhythmuskorrekturenergie in das Herz auf Grund der Anzeige, daß eine Herzrhythmuskorrektur erforderlich ist.

6. Vorrichtung nach Anspruch 5_t gekenn zeichnet durch ein Filter zum Filtern der Herzstromsignale vor ihrer Verarbeitung und vor dem Erzeugen einer Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion derselben.

J 7. Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet

durch eine zweite Stufe mit einem Diskriminator zum Überwachen eines Herzparameters und zum Unterscheiden zwischen einem Normalzustand des überwachten Herzparameters und einem Herzzustand, der eine Herzrhythmuskorrektur erfordert, durch eine Einrichtung zum Anzeigen eines Zustandes, der eine Herzrhythmuskorrektur erfordert, und durch eine Einrichtung zum Ansteuern des energieabgebenden Bestandteils auf Grund der gleichzeitigen Anzeige eines eine Herzrhythmuskorrektur erfordernden Herzsustandes durch beide Diskriminator en.

8. Vorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der zu der zweiten Stufe gehörende Diskriminator ein R-R-Intervall-Detektor mit einer phasenstarren Schleife ist.

9. Vorrichtung nach Anspruch 7_f dadurch gekennzeichnet, daß der zu der zweiten Stufe gehörende Diskriminator ein Widerstands-Detektor ist, der die impulsförmigen Veränderungen des Widerstandes zwischen zwei Herzelektroden erfaßt.

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10. Vorrichtung nach. Anspruch 9> gekennzeichnet durch eine Schaltung zum Ansteuern des zur zweiten Stufe gehörenden Diskrirainators nur nach dem Erkennen eines eine Herzrhythmuskorrektur erfordernden Herzzustandes durch den zur ersten Stufe gehörenden Diskriminator.

11. Vorrichtung zur Durchführung einer Herzrhyth— muskorrektur an einem Herzen, bei dem eine Herzrhythmuskorrektur erforderlich ist, gekennzeichnet durch einen Detektor zum Erfassen der Herzfunktion, durch einen Generator zum Erzeugen von elektrischen Signalen, die das R-R-Intervall des Herzens darstellen, durch eine phasenstarre Schleife, die ^ geeignet ist, die elektrischen Signale zu empfangen und von ihnen mitgenommen zu werden, durch einen energieabgebenden Bestandteil zur Abgabe von Herzrhythmuskorrekturenergie in das Herz und durch eine Schaltung zur Abgabe eines Ansteuersignals zwecks Einleitung der Abgabe von Herzrhythmuskorrekturenergie wenn, und nur wenn, die phasenstarre Schleife von den elektrischen Signalen nicht mitgenommen wird.

12. Verfahren zur Anzeige eines Herzzustandes, der eine Herzrhythmuskorrektur erfordert, dadurch gekennzeichnet, daß eine Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion eines Herzparameters an mindestens zwei Stellen abgetastet wird, daß für Γ, diese mindestens zwei abgetasteten Stellen eine Indikatorfunktion erzeugt wird, daß Kriterien für die Unterscheidung zwischen einem Normalzustand und einem eine Herzrhythmuskorrektur erfordernden Herzzustand festgelegt werden mid daß durch einen Vergleich der Indikatorfunktion mit den festgelegten Kriterien bestimmt wird, ob ein Herzzustand vorliegt, der eine Herzrhythmuskorrektur erfordert.

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13. Vorrichtung zum Anzeigen des Herzzustandes und zur Herzrhythmuskorrektur eines funktionsgestörten Herzens, gekennzeichnet durch einen Herzstromsignal-Monitor zum Erfassen der Herzstromsignale, durch eine Signalformerschaltung zum Verformen der erfaßten Herzstromsignale unter Hervorhebung der R-Zacken, durch einen Bereichskomparator, der dazu dient, die verformten Herz— stromsignale auszuwerten und geeignet ist, ein Indikatorsignal abzugeben, wenn die Amplitude der geformten Herzstromsignale außerhalb eines Durchlaßbereichs liegt, der durch einen vorherbestimmten oberen und einen vorherbestimmten unteren Amplituden-G-renzwert bestimmt ist, durch eine Schwellenwertschaltung zum Festlegen von Kriterien für das Erfordernis einer Herzrhythmuskorrektur, durch eine Komparatorschaltung zum Vergleich der Indikatorsignale mit den festgelegten Kriterien und durch einen Impulsgeber zur Abgabe eines elektrischen Herzrhythmuskorrekturimpulses, wenn die Komparatorschaltung anzeigt, daß eine Herzrhythmuskorrektur erforderlich ist·

14. Vorrichtung nach Anspruch 13» dadurch gekennzeichnet, daß die Signalformerschaltung einen Hochpaß aufweist.

15· Vorrichtung nach Anspruch 14» dadurch gekennzeichnet, daß die Signalformerschaltung einen Bandpaß aufweist.

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