DE3037927A1

DE3037927A1 - Respirations-ueberwachungs-einrichtung

Info

Publication number: DE3037927A1
Application number: DE19803037927
Authority: DE
Inventors: Charles Hagie Portland Oreg. Logan
Original assignee: Tektronix Inc 97005 Beaverton Oreg; Tektronix Inc
Current assignee: Spacelabs Medical Inc
Priority date: 1979-10-15
Filing date: 1980-10-08
Publication date: 1981-04-30
Also published as: US4305400A; DE3037927C2; FR2466974A1; JPS5663341A; CA1158320A; NL8004894A; FR2466974B1; GB2060892A; GB2060892B

Description

Düsseldorf, den 8, 10.

PP 2720-4
8037

Tektronix, Ine.

Beavertony Greg., V. St. A.

Respirations-Überwachungs-Einrlchtung

Die Erfindung betrifft eine Respirations-überwachungs-Einrichtung.

Auf dem Gebiet der elektronischen Überwachungsgeräte für die Medizin ist man bemüht-, ständig zuverlässigerer© Messungen der menschlichen Atmungstätigkeit, insbesondere der Atmungsrate, zu erlangen» Die vorliegende Erfindung soll Einrichtungen schaffen, um diese größere Zuverlässigkeit bei'der überwachung und Messung der Atmung zu erreichen. Insbesondere soll die Veränderung der Thorax-Impedanz überwacht und die gemessenen Daten verarbeitet werden_ff um Informationen über die Atmungsrate zu erhalten» Dabei sollen Schaltungseinrichtungen vorgesehen werden? die verhindern können £ daß die Heraaktivität des Patienten als respiratorischen Aktivität gezählt und beispielsweise ein Apno©~Zeitgeber O₀ dgl. fälschlicherweise zurückgestellt wirdo

Überwachungsgeräte oder Monitore dieser Art überwachen die Atmungsfrequenz des Patientens, zeichnen die Atmungskurve auf und zeigen Atmungsunregelmäßigkeiten wie z.B, eine "Apnoe" an.

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Impedanzänderungen im Thoraxbereich, verursacht durch Respirationsaktivität, werden durch störende Einflüsse überdeckt, die hauptsächlich durch die Herzaktivität eingeführt werden. Diese Störung wird gewöhnlich als kardio-vaskulärer Artifakt bezeichnet, im folgenden mit CVA abgekürzt. Sowohl die respiratorische Aktivität als auch die Herzaktivität führen zu einer periodischen Änderung der Thorax-Impedanz. Jedoch ist die Amplitude der durch die Herzaktivität verursachten Änderungen wesentlich kleiner als die Änderung, die durch die Respiration erzeugt wird, und der Herzschlag ist gewöhnlich von höherer Frequenz als die Atmungstätigkeit.

Um die Störungen zu unterdrücken, werden bei einigen bekannten Monitoren die elektrischen Signale, die durch die Veränderung der Thorax-Impedanz erhalten werden, einem Trägerschaltkreis zugeführt, der nur dann ein Ausgangssignal liefert, wenn die Amplitude des gelieferten Eingangssignals einen vorbestimmten Schwellwert überschreitet. Dieser Schwellwert ist von Hand einstellbar und so ausgewählt, daß er niedriger als die Amplitude der Signale liegt, die von der respiratorischen Aktivität herrühren, aber höher ist, als die Amplitude der von der Herzaktivität erzeugten Signale. Ein Nachteil dieser Art von respiratorischen Monitoren ist der, daß der Schwellwert häufig neu eingestellt werden muß, da die Amplituden der Respirationssignale sich nicht nur von Patient zu Patient unterscheiden, sondern sich auch beim gleichen Patienten über einen längeren Zeitraum ändern können. Eine andere Schwierigkeit liegt darin, daß der Schwellwert nicht genau eingestellt werden kann, da die periodischen Impedanzänderungen aufgrund der Herzaktivität im allgemeinen von denen, die durch die Respirationsaktivität erzeugt werden, überschritten werden.

Um derartige Handeinstellungen des Auslöseschwellwertes zu vermeiden, wird bei einem anderen Respirations-überwachungs-Gerät ein Auslösepegelregler vorgesehen. Der Regler stellt automatisch den Schwellwert auf einen bestimmten Bruchteil, beispielsweise

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2/3 der tatsächlichen amplitude des Atmungssignals, ein. Die Meueinsteilung tritt mit bestimmter Verzögerung auf, so daß sie hauptsächlich durch Atmungssignale beeinflußt wird ^ die eine hohe Amplitude besitzen, während die Einstellung im wesentlichen nicht durch Störsignale beeinflußt wird, die zwischen diesen Signalen hoher Amplidute auftreten.

Außerdem ist ein unterer Grenzwert für den Schwellwert vorgesehen, der höher als die niedrigsten Amplituden der Respirationssignale ist» Jedoch sollte dieser niedrigerere Grenzwert höher sein, als der höchstmögliche Amplitudenwert der Herzschlagsignale. In der Praxis können diese zwei Forderungen nicht gleichzeitig erfüllt werden, da die Amplitude der Atmungssignale gleich oder kleiner sein kann, als die der Signale, die von der Herzaktivität eingeführt werden. Wenn die untere Grenze des Schwellwertes so hoch eingestellt wird, daß sie in allen Fällen oberhalb der Amplitude der Herzsignale liegt, kann es eintreten, daß der Respirations-Monitor nicht auf schwache Ätmungssignale reagiert» Wenn die untere Grenze für den Schw©llwert niedrig genug liegt, um schwache Atmungssignale aufzunehmen, kann die automatische Neueinstellung versagen, wenn "Apnoe" auftritt oder wenn die Amplitude der Respirationssignale nicht wesentlich höher 1st, als die der Her^signale« In diesen Fällen wird sich ein Schwel L-wert ergeben _t der eine niedrigerere Amplitude aufweist, als die Herzsignale ο Infolgedessen wird der Auslöseschaltkreis Ausgangssignale liefern, die durch die Herzaktivität verursacht sind und daher zu falschen Anzeigen der Respirationsaktxvitat führen.

Die vorliegende Erfindung hat es sich zur Aufgabe gemacht _s ein Gerät zu schaffen _n das die oben geschilderten Nachteile nicht mehr aufweist»

Gelöst wird diese Aufgabe durch die Merkmal© des Hauptanspruch:;.

Erfindungsgemäß werden die von einem Impedanz-Pneumographen gelieferten Respirationssignale einem WeIlenformverarbeiter züge-

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führt, der die Teile der Respirationssignale betont, welche einen schnellen Impedanzabfall zeigen. Bei Respirationssignalen dieser Art erzeugt die kardio-vaskuläre Aktivität gewöhnlich einen sich wiederholenden schnellen Abfall der Impedanz.

Die Respirationssignale warden zunächst differenziert und gefiltert, um die Steigungen zu betonen, die eine bestimmte negative Änderungsrate der Impedanz besitzen, die im folgenden als ein Wert -dz/dt bezeichnet werden. CVA erscheint als eine ins Negative gerichtete Neigung der Respirationssignale, unmittelbar folgend dem QRS-Komplex des EKG-Signals des Patienten. Infolgedessen wird nach Erkennung eines jeden QRS-Komplexes ein Einschaltsignal erzeugt. Dieses Signal schaltet einen Vergleicher ein, und wenn ein Respirationssignal eine Abwärtsrichtung während der Dauer des Einschaltsignals annimmt, erzeugt der Vergleicher einen Impuls. Dieser Impuls wird durch einen Zähler gezählt, der zurückgestellt wird, wenn ein Einschaltsignal ohne Koinzidenz mit einem CVA auftritt. Wenn ein CVA fünf aufeinanderfolgende Male ermittelt wurde, wird die Respirations-Erkennungsschaltung des Monitors abgeschaltet. Dies verhindert, daß die CVA als Respiration gezählt wird, und verhindert außerdem ein irrtümliches Zurückstellen des Apnoe-Zeitgebers.

Die Erfindung schafft neben einem zuverlässigen Impedanz-Pneumographen auch eine Einrichtung, mit der die CVA in Respirations-Signalen genau erkannt werden kann. Außerdem wird eine zuverlässige Analyse der Respirationssignale basierend auf jeden einzelnen Herzschlag erlangt.

Das erfindungsgemäße Gerät stellt außerdem eine CVA-Erkennungsschaltung dar, die nicht irrtümlicherweise einen Apnoe-Zeitgeber zurückstellt.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand eines Ausführungsbeispiels näher erläutert, das in den Zeichnungen dargestellt ist.

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Es zeigts

Fig_o 1 ein Blockdiagramm eines erfindungsgemäßen

Respirations-Monitors;

FIg₀ 2 eine Darstellung von verschiedenen Wellenformen

des Monitors der Fig. 1 und ihren zeitlichen Zusammenhang?

Fig_o 3 ein typisches Respirationssignal, erzeugt von

einem Impedanz-Pneumographen; und

Fig₀ 4 ein typisches EKG-Signal,- das den QRS-Komplex

zeigt.

In Fig. 1 ist ein Blockdiagramm des erfindungsgemäßen Respirations-Monitors dargestellt, wobei dies nur eine besondere Ausführungsform ist. Jeder Block des Blockdiagramms umfasst Schaltungen,, die an sich bekannt sind, Ss wird daher für entbehrlich gehalten, die einzelnen Schaltkreiselemente und deren Betriebsweise in größeren Einzelheiten zu beschreiben» Statt dessen wird jeder Block im Zusammenhang mit seinem Beitrag zum Gesamtsystem diskutiert. Genauere Einzelheiten finden sich in dem Buch "'Biophysical Measurements", herausgegeben im Jahre 1970 von Tektronix, Inc.

Sin Eingang des erfindungsgemäßen Monitors wird mit Respirations-Signalen 5 versorgt,, x-jie sie beispielsweise in der Fig. 3 dargestellt sindo Die Respirations- oder Atmungssignale können von einem (nicht dargestellten) Impedanz-Pneumographen erlangt werden. Dieses Gerät umfasst normalerweise ein Paar von Elektroden, die auf der Haut des Patienten nahe dem Thorax-Kavitätsbereich angebracht sind. Diese Elektroden leiten elektrischen Strom durch die Kavität, und zwar aufgrund einer mit den Elektroden in Serie geschalteten Quelle für elektrische Energie. Die Energiequelle

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ist gewöhnlich eine konstante Quelle für Wechselstrom.

Der Thorax stellt eine elektrische Impedanz für die Elektroden dar, die aus zwei Impedanz-Komponenten besteht: Ein verhältnismäßig stetiger Impedanzwert, auch als mittlere Thorax-Impedanz bezeichnet, und ein sich ändernder Impedanzwert, auch als respirative Impedanz bezeichnet. Die respirative Impedanz verändert sich mit dem Einatmen und Ausatmen und stellt somit ein Maß für die Atmungsaktivität des Patienten dar. Der Pneumograph kann auch einen Impedanzmesser enthalten, der vorzugsweise eine Impedanz-Meßbrücke wie auch einen Demodulator und einen Verstärker enthält. Der Ausgang des Impedanzmessers ist die Respirationswelle 5, ähnlich der in Fig. 3 dargestellten Welle. Derartige Impedanz-Pneumographen sind dem Durchschnittsfachmann bekannt.

Ein zweiter Eingang für den erfindungsgemäßen Respirations-Monitor stellt einen Impuls 15 dar, wie er beispielsweise in Fig. 2A gezeigt ist und vom Herzschlag erzeugt wird. Diese Impulswelle kann von einem herkömmlichen EKG-Monitor (nicht dargestellt) erlangt werden, der mit dem Patienten verbunden ist und vorzugsweise einen Impuls liefert, der nach der Beendigung des bekannten QRS-Komplexes auftritt. Die Dauer des Impulses 15 kann typischerweise 100 ms betragen. Eine typische EKG-Wellenform, einschließlich dem QRS-Komplex, ist in Fig. 4 dargestellt.

Die negativen Ablenkungen in Fig. 3, die den Respirationssignalen 5 überlagert sind, repräsentieren die CVA-Aktivität. Fig. 2C ist ein auseinandergezogenes Respirationssignal 5, das die CVA-Aktivität im größeren Detail zeigt. Die CVA-Aktivität zeigt charakteristischer Weise eine ins Negative laufende Änderung der Impedanz nachfolgend dem QRS-Komplex. Diese ins Negative laufende Neigung oder der Abfall der Thorax-Impedanz der CVA-Aktivität wird durch das Hindurchströmen von Blut durch das pulmonale Vaskular-Systern verursacht, ausgelöst durch die linke ventrikuläre Ejektionswirkung des Herzens.

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Das Respirationssignal 5 wird zunächst einem Wellenformprozessor 10 zugeführt. Der Prozessor 10 kann ein Differentiator-, Gleichrichter-, Begrenzer- und Filternetzwerk enthalten, das die Teile des Resplrationssignals 5 betont, die eine bestimmte negative Ableitung dz/dt besitzen und den Rest des Signals betonen» CVA-Signale besitzen typischereise eine Ableitung dz/dt von -4 oder -5 *A»/Sekunde . Das differenzierte Ausgangssignal 25 ist in Fig₀ 2Ό dargestellt. Signal 25 wird dann an den Vergleicher 30 angeschlossen, wobei ein anderer Eingang für den Vergleicher das Einschaltsignal 35 ist, siehe Fig. 2B. Das Einschaltsignal 35 wird durch den vorerwähnten QRS-Trigger-Impuls erzeugt.

Der Einschaltimpuls 35 wird auf folgende Weise erzeugt: Der QRS-Trigger-Impuls 15 (Fig. 3A) wird zunächst an eine Verzögerungseinrichtung 20 geliefert, die eine Verzögerung von 50 ms aufweisen mag. Diese Verzögerung kompensiert die elektro-Kechanische Nacheilung, die der Herzmuskeldynamik eingegeben ist und auftritt, nachdem der QRS-Komplex erzeugt ist, und bevor der Impedanzabfall, der durch die linke ventrikuläre Ejektion verursacht ist, im Respirationssignal erscheint. Der verzögerte QRS-Trigger-Impuls wird dann der Vergleichereinschalteinrichtung 40 zugeführt, die ein Zeitgeber sein mag, der eiaen Ausgangsimpuls für eine Zeitdauer von 215 ms erzeugt. Dieser Ausgangsimpuls ist der Einschaltimpuls 35, der weiter oben erwähnt wurde und in Fig. 2B dargestellt ist.

Somit schaltet der Einschaltimpuls 35 den Vergleicher 30 für eine Zeitperiode ein, die beispielsweise gleich 215 ms ist. Der Vergleicher 30 kann ein im Handel erhältlicher Komparator sein, der mit einem vorbestimmten Pegel vergleicht, belspielsxfeise Massepotential_o Der Vergleicher 30 wird daher die Null-Durchgänge des differenzierten Respirationssignals 25 erkennen. Der Ausgang des Vergleichers 30 ist ein Impuls 45 mit einer Anstiegsflanke, die innerhalb der Zeitperiode 35 liegt, wie beispielsweise in Fig. 2E dargestellt. Jedoch sind die Anstiegsflanken des Impulses 45 nur dann von Bedeutung, wenn ein

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Null-Durchgang des Signals 25 während der vorerwähnten Zeitperiode von 215 ms auftritt.

Der Impuls 45 wird einem Diskriminator 50 zugeführt, der irgendein herkömmlicher Zeltdiskriminator sein kann, der nur aufgrund von Impulsanstiegsflanken reagiert, die innerhalb eines vorbestimmten Erkennungsintervals fallen. Jede Anstiegsflanke, die innerhalb des Erkennungsintervals liegt, wird den Diskriminator 50 veranlassen, einen qualifizierten Ausgangsimpuls zu erzeugen. Der Ausgang eines Diskriminators 50 ist ein Impuls, der dem Zähleingang eines CVA-Zählers 60 zugeführt wird. Wenn jedoch am Eingang des Diskriminators 50 kein qualifizierter Impuls vorhanden ist, wird dieser Diskriminator einen Rückstellimpuls erzeugen, der dem Rückstelleingang des Zählers 60 zugeführt wird.

Der Zähler 60 nimmt vom Diskriminator 50 Ausgangsimpulse auf und zählt diese, bis eine vorbestimmte Anzahl von aufeinanderfolgenden Impulsen empfangen wurden. Der Zähler 60 erzeugt dann ein Abschaltsignal 70, nachdem er beispielsweise vier aufeinanderfolgende Impulse gezählt hat. Jede Anzahl von Impulsen kann benutzt werden, um sicherzustellen, daß eine CVA-Aktivität vorhanden ist.

Der Respirations-Detektor 80 empfängt das Respirationssignal 5 von dem vorerwähnten Impedanz-Pneumographen und führt dieses an den Ausgangsanschluß 90, wenn ein Abschaltsignal 70 nicht vorhanden ist. Dies ist die normale Betriebsart, wenn keine CVA-Aktivität vorhanden ist. Wenn jedoch ein Abschaltsignal 70 am Eingang des Respirations-Detektors 80 vorhanden ist, werden Respirationssignale 5 dem Ausgang nicht zugeleitet. Daher wird die CVA-Aktivität nicht als Respirationssignal behandelt und wird daher keine falsche Respirationsinformation erzeugen oder fehlerhafterweise einen Apnoe-Zähler zurückstellen.

Es ist klar, daß statt der oben beschriebenen Ausführungsform auch andere Ausführungsformen denkbar sind, sofern sie einen

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Respirations-Monitor für die Messung der Verändertangen der Thorax-Impedanz eines Patienten aufgrund der Atmung darstellen, wobei der Monitor Schaltungen umfasst, um die Anzeige von ungewünschten Signalen zu unterdrücken, die durch kardio-vaskuläre Aktivität des Patienten erzeugt werden₀ Wesentlich ist, daß die Schaltung Trigger-Signale aufnehmen kann, die dem QRS-Komplex der EKG-Wellenform des Patienten unmittelbar folgen« Wenn eine bestimmte, ins Negative laufende Neigung in der dem QRS-Komplex folgenden Thorax-Impedanz-Wellenform entdeckt werden, wird diese als ein kardio-vaskuläres Artifakt gezählt und nicht als Respirationsaktxvität. Nachdem eine vorbestimmte Anzahl von kardio-vaskulären Artifakten erkannt und gezählt wurden, wird der Respirations-Monitor abgeschaltet, so daß die kardio-vaskuläre Aktivität einen Apnoe-Zähler nicht zurückstellt.

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Claims

DR.-iNC. ERNST STRATMANN

PATENTANWALT
D-4000 DÜSSELDORF 1 ■ SCHADOWPLATZ 9

PF 2720-4
8037

Düsseldorf, den 8« 10»80

Tektronix, xnc.

Beaverton, Oreg., Vo St₀ &■

Pat entansprüche

Gerät zur überwachung der respirativen Aktivität eines Patienten und zur unterdrückung von Störsignalen, gekennzeichnet durch erste mit einem Patienten verbindbare Ein™ richtungen zur Lieferung eines variablen Thorax-Impedanzsignals (5), das die Respiration eines Patientens repräsentiert? zweite mit einem Patienten verbindbare Einrichtungen zur Lieferung eines Trigger-Impulses (15), der unmittelbar nach dem Auftreten des QRS-Komplexes im EKG-Signal des Patienten auftritt? Wellenform-Verarbeitungseinrichtungen (10) zur Aufnahme und Verarbeitung des variablen Thorax-Impedanzsignals (5), so daß vorbestimmte ins Negative laufende Ablenkungen dieses Signals betont werden; durch Vergleichseinrichtungen (30), die mit den Wellenform-Verarbeitungseinrichtungen (10) verbunden sind,, um die NuI!"Durchgänge von dem Ausgang der Verarbeitungseinrichtuiig zu erkennen^ Einschalteinrichtungen (40), die auf die zweite mit dem Patienten verbindbaren Einrichtungen reagieren, um einen Einschaltimpuls (35) unmittelbar folgend auf den erwähnten QRS-Komplex zu erzeugen, wobei der Einschaltimpuls (35) mit dem Vergleicher (30) verbunden ist, Diskriminator-

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einrichtungen (50), die mit dem Vergleicher (30) verbunden sind, um ein Ausgangssignal zu erzeugen, wenn eine Anstiegsimpulsflanke am Ausgang des Vergleichers (30) innerhalb eines vorbestimmten Erkennungsintervals der Diskriminatoreinrichtung (50) auftritt; Zählereinrichtungen (60), die mit den Diskriminatoreinrichtungen (50) verbunden sind, um die Ausgangsimpulse der Diskriminatoreinrichtung zu zählen und ein Abschaltsignal (70) zu erzeugen, wenn eine vorbestimmte Zählung erreicht ist; und Respirations-Detektoreinrichtungen (80), die an die Zähleinrichtungen (60} und an die ersten mit dem Patienten verbindbaren Einrichtungen verbunden sind, um das veränderliche Thorax-Impedanzsignal den Ausgangseinrichtungen nur dann zuzuleiten, wenn das Abschaltsignal nicht vorhanden ist.
2. Gerät nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch Verzögerungseinrichtungen (20) zur Verzögerung des QRS-Trigger-Impulses (15), um durch die Herzmuskeldynamik entstehende elektromechanische Verzögerungen zu kompensieren.
3. Gerät zur Erkennung eines kardio-vaskulären Artifaktes in einer veränderlichen Thorax-Impedanzwellenform eines Patienten, insbesondere nach einem der Ansprüche 1 oder 2, gekennzeichnet durch Einrichtungen (10) zur Formung des variablen Thorax-Impedanzsignals (5) zur Lieferung von Wellenkomponenten, die Formeigenschaften besitzen, welche gemäß den Formkennzeichen der veränderlichen Thorax-Impedanzwellenform ermittelt werden, so daß nur eine geformte Wellenkomponente, die einem kardio-vaskulären Artifakt entspricht, eine Anstiegsimpulsflanke besitzt, die während eines vorbestimmten Zeitintervals auftritt; und Einrichtungen (30) zur Auswahl geformter Wellenkomponenten mit einer ansteigenden Impulsflanke, die während der vorbestimmten Zeitperiode auftritt.

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4. Gerät nach Anspruch 3 , dadurch gekennzeichnet, daß die vorbestiromte Zeitperiode unmittelbar nach dem QRS-Komplex (Fig„ 4) in der E-KG-Wellenform des Patienten ausgelöst wird.
5„ Gerät nach Anspruch 3, gekennzeichnet durch Einrichtungen (60) zxm Wählen der ausgewählten, geformten Wellenkomponenten und zum Erzeugen eines Abschaltsignals (70), nachdem eine vorbestimmte Zahl der ausgewählten, geformten Wellenkomponenten aufeinanderfolgend gezählt wurden.
6. Gerät nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Formungseinrichtungen (10) Einrichtungen sura Aufnehmen und Verarbeiten der variablen Thorax-Impedanzwellenform derart umfassen, daß bestimmte ins Negative gehende Ablenkungen des Signals betont werden„
7c Gerät nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet* daß die Auswahleinriehtungen Vergleichs©iariehtung@n (30) umfassen, die mit den Wellenformeiarichtungen (10) verbunden sind, um Null-Durchgänge der geformten Wellenkomponenten su erkennen, des weiteren Einschalteinrichtungen (40), die auf den QRS-Komplex (15) reagieren, um einen Einschaltimpuls (35) zu erzeugen, wobei die Einschalteinrichtungen (40) mit dan Vergleichseinrichtungen (30) verbunden sind? und Diskriminatoreinrichtungen (50), die an die Vergleichseinrichtungen (30) angeschlossen sind, um ein Ausgangssignal zu erzeugen, w<±nn eine Anstiegsimpulsflanke des Ausgangs der Vergieichseinrichtung (30) innerhalb eines vorbestimmten Erkennungsintervals der Diskriminatoreinrichtung (50) auftritt.
8_e Gerät nach Anspruch 5_? gekennzeichnet durch Resplrations-Wellenform-Steuereinrichtungen, die in der Lage sind, durch das Abschaltsignal abgeschaltet zu werden, um dio

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Respirations-Wellenform an einen Ausgangsanschluß zu leiten.
9. Gerät nach Anspruch 7, gekennzeichnet durch Verzögerungseinrichtungen (20), die auf den QRS-Komplex (15) reagieren, um die Erzeugung des Einschaltimpulses für eine vorbestimmte Zeitdauer zu verzögern.
10. Verfahren zur Erkennung eines kardio-vaskulären Artifaktes in einer veränderlichen Thorax-Impedanzwellenform eines Patienten, gekennzeichnet durch Formen der variablen Thorax-Impedanzwellenform zur Lieferung von Wellenkomponenten, die eine Formcharakteristik besitzt, welche gemäß den Formcharakteristika der veränderlichen Thorax-Impedanzwellenform derart bestimmt werden, daß nur eine geformte Wellenkomponente, die einem kardio-vaskulären Artifakt entspricht, eine ansteigende Impulsflanke besitzt, die während einer vorbestimmten Zeitperiode auftritt; Auswählen von geformten Wellenkomponenten mit einer während der vorbestimmten Zeitperiode auftretenden Impulsanstiegsflanke; und Erzeugen eines Ausgangsimpulses am Ende der vorbestimmten Periode zur Abschaltung eines RespirationsZählers.

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