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HINTERGRUND
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1. Technischer Anwendungsbereich
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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich im Allgemeinen auf ein verbessertes
Signalverarbeitungssystem für
die Bioinstrumentierung und im Besonderen auf ein Signalverarbeitungssystem
für die
Bioinstrumentierung, das in der Lage ist, künstliche elektrische Signale
im Körper
von physiologischen elektrochemischen Aktivitäten zu unterscheiden. Noch
spezieller bezieht sich die vorliegende Erfindung auf ein verbessertes
Signalverarbeitungssystem für
die Bioinstrumentierung, das in der Lage ist, künstliche elektrische Aktivitäten im Körper von
physiologischen elektrochemischen Aktivitäten zu unterscheiden, indem
es die Leitungsgeschwindigkeiten von erkannten elektrischen Signalen
berechnet.
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2. Beschreibung der verwandten
Technik
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Das
Herz pumpt Blut durch die geordnete aufeinander folgende Kontraktion
einzelner Herzmuskelfasern. Ein neurologisches Signal breitet sich
im Herzen aus, und jede Muskelfaser reagiert der Reihe nach durch
Zusammenziehen. Die Gesamtwirkung ist ein einziger Herzschlag oder
Herzimpuls, der das Blut durch das Herz bewegt. Für ein wirksames
Pumpen müssen
sich die Muskelfasern geordnet zusammenziehen.
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Das
neurologische Signal, auf das sich der vorhergehende Abschnitt bezieht,
wird durch die Ausbreitung eines Aktionspotentials im Herzen ausgeführt. Ein
Aktionspotential ist eine vorübergehende Änderung des
Zellmembranpotentials, die Informationen weiterleitet, wie beispielsweise
die Informationen in einem Signal, die eine Herzmuskelfaser veranlassen
sich zusammenzuziehen. Wenn sich der Herzmuskel im Ruhezustand befindet,
wird das elektrische Potential auf beiden Seiten jeglicher Zellmembran
auf einem festen Wert gehalten. Wird der Muskel jedoch entweder
elektrisch, chemisch oder mechanisch stimuliert, öffnen sich
in der Membran Kanäle,
die es den Ionen mit entgegengesetzter Ladung auf beiden Seiten
der Membran ermöglichen,
die Membran zu durchqueren, da derartige Ionen bemüht sind,
elektrische und thermische Neutralität zu erreichen. Dieser Vorgang
wird als „Depolarisation" bezeichnet, da das
System in dem Maße,
wie die Ionen zu dem niedrigsten Energiezustand tendieren, weniger
polarisiert wird. Ist die Stimulierung groß genug, wird die durch die
Durchquerung der Membran durch die Ionen verursachte Änderung
des Potentials groß genug
sein, um den Teil der Membran zu depolarisieren, der sich direkt
neben dem Bereich der Membran befindet, der durch den Reiz depolarisiert
wird. Tritt dies ein, wird ein Aktionspotential als initiiert bezeichnet,
und das Signal breitet sich weiter durch die Faser aus mittels des
gerade beschriebenen Mechanismus der Depolarisation des Teils der
Membran, der sich direkt neben dem depolarisierten Bereich befindet.
Diese Ausbreitung des Aktionspotentials entspricht der Art, in der
eine Reihe von Dominosteinen umfällt,
wenn der Erste den Zweiten anstößt und der
Zweite gegen einen Dritten kippt, und der Dritte gegen einen Vierten
kippt usw. Wenn sich das Aktionspotential über einen Bereich der Membran
hinaus ausgebreitet hat, setzt sich die Zellmembran selbst in einem
als „Repolarisation" bezeichneten Verfahren
zurück.
Bei der Repolarisation werden Ionen aktiv zurück durch die Zellmembran gepumpt,
um den polarisierten Zustand wieder herzustellen.
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Zusätzlich zu
den an der Ausbreitung des Aktionspotentials beteiligten Ionen existieren
zahlreiche andere im ganzen Körper
verteilte frei schwebende Ionen. Diese Ionen bewegen sich unter
dem Einfluss ausreichend starker elektrischer Felder. Wenn sich
die Aktionspotentiale im Herzen ausbreiten, stören die die Zellmembran durchquerenden
Ionen die elektrischen Felder im Körper. Diese physiologischen
elektrochemischen Aktivitäten
können
mittels der Reaktion der frei schwebenden Ionen, die sich in Reaktion
auf den Effekt des elektrischen Feldes der die Membran durchquerenden
Ladungen bewegen, zur Oberfläche
des Körpers
geleitet werden.
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Im
späten
19. Jahrhundert entwickelte der holländische Physiologe Dr. Willem
Einthoven Verfahren zur Aufzeichnung dieser elektrischen Aktivitäten des
Herzens, wofür
er einen Nobelpreis erhielt. Das grundlegende Verfahren von Dr.
Einthoven wird heute immer noch eingesetzt. Dr. Einthovens Verfahren
ist als Elektrokardiogramm bekannt, das zu Ehren Dr. Einthovens
heute noch nach der holländischen
Schreibweise von Elektrokardiogramm als EKG bezeichnet wird.
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Während eines
EKGs werden Elektroden an der Körperoberfläche befestigt.
Die Elektroden werden speziell behandelt, damit die Ladungsträger in den
Elektroden (Elektronen) über
einen elektrochemischen Austausch mit den Ladungsträgern im
Körper
(Ionen) kommunizieren können.
Durch die Anbringung von Elektroden an der Körperober fläche können die Spannungsänderungen
im Körper
nach geeigneter Verstärkung des
Signals aufgezeichnet werden. Ein in die EKG-Vorrichtung integriertes
Galvanometer wird als Aufzeichnungsvorrichtung verwendet. Galvanometer
zeichnen Potentialdifferenzen zwischen zwei Elektroden auf. Das EKG
ist lediglich die Aufzeichnung von Spannungsdifferenzen zwischen
zwei Elektroden auf der Körperoberfläche als
Funktion der Zeit und erfolgt im Allgemeinen auf einem Registrierstreifen.
Befindet sich das Herz im Ruhezustand, der Diastole, werden die
Herzzellen polarisiert, und es findet keine Bewegung von Ladungen statt.
Infolgedessen zeichnen die Galvanometer der EKG-Vorrichtung keinerlei
Auslenkung auf. Wenn das Herz jedoch damit beginnt, ein Aktionspotential
auszubreiten, wird das Galvanometer ausgelenkt, da eine Elektrode,
unter der eine Depolarisation stattgefunden hat, eine Potentialdifferenz
zu einem Bereich des Körpers
aufzeichnet, unter dem das Herz noch nicht depolarisiert wurde.
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Ein
vollständiger
Herzzyklus ist bekannt als ein Herzschlag. Auf einem EKG hat der
Herzschlag ein charakteristisches Signal. Anfangs zeichnet das Galvanometer
eine kleine, aber deutliche negative Auslenkung auf (bekannt als
Q-Zacke). Danach erfolgt eine sehr große und deutliche positive Auslenkung
(bekannt als R-Zacke), worauf eine deutliche und große negative
Auslenkung folgt (bekannt als S-Zacke). Werden diese Zacken zusammen
genommen, ergeben sie den bekannten QRS-Komplex.
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In
der Praxis nutzt das EKG zahlreiche Elektrodensätze. Diese Elektroden werden
jedoch so auf der Oberfläche
des Körpers
angeordnet, dass das empfangene Signal die gleiche Form wie oben
beschrieben aufweist. Wohlbekannte bipolare Elektrodenpaare werden
typischerweise auf dem rechten Arm (RA), dem linken Arm (LA), dem
rechten Bein (RL) (üblicherweise
als Referenz verwendet) und dem linken Bein (LL) des Patienten angeordnet.
Monopolare Elektroden mit korrektem Bezug werden als V-Ableitungen
bezeichnet und anatomisch nach einem festgelegten Schema auf dem
Brustkorb eines Patienten positioniert. Bei der Überwachung und Diagnose des
Herzens stellt die Spannungsdifferenz, die zwischen zwei derartigen
Elektroden oder zwischen einer Elektrode und dem Mittelwert einer
Gruppe anderer Elektroden auftritt, eine spezielle Perspektive der
elektrischen Aktivitäten
des Herzens dar und wird allgemein als EKG bezeichnet. Spezielle
Kombinationen von Elektroden werden als Ableitungen bezeichnet.
Die Ableitungen, die in einem standardmäßigen Elektrokardiogrammsystem
mit 12 Ableitungen eingesetzt werden können, sind beispielsweise: Ableitung I = (LA – RA) Ableitung
II = (LL – RA) Ableitung III = (LL – LA) Ableitung
V1 = V1 – (LA
+ RA + LL)/3 Ableitung V2 = V2 – (LA +
RA + LL)/3 Ableitung V3 = V3 – (LA +
RA + LL)/3 Ableitung V4 = V4 – (LA +
RA + LL)/3 Ableitung V5 = V5 – (LA +
RA + LL)/3 Ableitung V6 = V6 – (LA +
RA + LL)/3 Ableitung AVF = LL – (LA +
RA)/2 Ableitung AVR = RA – (LA + LL)/2 Ableitung AVL = LA – (RA + LL)/2
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Auch
wenn der Term „Ableitung" eigentlich einen
physischen Leitungsdraht bezeichnet, bezeichnet er in der Elektrokardiographie
das elektrische Signal, das von einer bestimmten Elektrodenanordnung
wie oben dargelegt abgenommen wird.
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Wie
oben erläutert
muss das Aktionspotential, dass das Zusammenziehen und Schlagen
des Herzens nach sich zieht, durch ein Hilfsmittel ausgelöst werden.
Bei dem normalen Herzen erfolgt die Auslösung durch den sinuatrialen
Knoten, der durch den atrioventrikulären Knoten wirkt. Dies bedeutet,
dass der sinuatrial-atrioventrikuläre Komplex so wirkt, dass er
den Takt für
das Feuern des Herzmuskels vorgibt. Manchmal arbeiten diese natürlichen
Schrittmacher jedoch nicht richtig, und in diesen Fällen hat
sich die Steuerung der Herzaktivität durch elektrische Signale
als hilfreich erwiesen.
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Das
erforderliche elektrische Signal wird von einem Stimulationssignalgenerator
geliefert, der durch ein Paar Stimulationselektroden – einen
positiven Leiter und einen negativen Leiter – mit dem Herzen verbunden
ist. Der Stimulationsgenerator übernimmt
die Funktion des schlecht funktionierenden natürlichen Schrittmachers des
Körpers
und erhält
eine konstante Impulsrate aufrecht, indem er dem Herzen ein elektrisches
Stimulationssignal zuführt.
Das Stimulationssignal liefert einen elektrischen Impuls, der eine
geordnete Zusammenziehung der Herzmuskelfasern im ganzen Herzen
nach sich zieht und somit bewirkt, dass das Herz schlägt. Mit
anderen Worten: Ein Stimulationssignal ist ein regulierendes Signal
zur Aufrechterhaltung einer konstanten und wirksamen Pumpaktivität des Herzens.
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Aus
verschiedenen Gründen
müssen
Mediziner in der Lage sein, sich EKG-Daten auch von Personen mit einem elektrischen
Schrittmacher anzusehen. Unglücklicher weise
zeigt das EKG aus den gleichen Gründen, aus denen es funktioniert,
eine Auslenkung, wenn sich der mechanische Schrittmacher entlädt. Da sich der
elektrische Schrittmacher oft als ein Impuls mit kurzer Dauer entlädt, ist
zu beobachten, dass, wenn der QRS-Komplex ebenfalls eine sehr kurze Dauer
hat, was bei jungen Pädiatriepatienten
und Personen mit mehreren Herzdefekten sehr oft der Fall ist, es
sehr schwierig ist, die Reizimpulsdaten von dem QRS-Komplex des EKGs
zu unterscheiden. Es ist somit eine Vorrichtung erforderlich, die
dies leicht und wirksam durchführen kann.
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Nach
dem Stand der Technik wurde dieser Bedarf nicht erfüllt und
im Allgemeinen nicht einmal erkannt, wie aus der folgenden Zusammenfassung
von Quellen zum Stand der Technik ersichtlich ist.
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Wang
et al. (US-Patent Nr. 4.838.278) beschreiben ein Gerät zur Klassifizierung
der QRS-Komplexe in EKG-Zacken als zweikammerstimuliert, vorkammerstimuliert,
ventrikuläre
stimuliert oder ohne Stimulation, was durch den Vergleich jedes
erfassten QRS-Komplexes mit mehreren pathologischen QRS-Komplexen,
die in einem Speicher hinterlegt sind, und die Beurteilung erfolgt,
die auf der Übereinstimmung
der Muster von den erfassten und den gespeicherten Komplexen basiert.
Auch wenn Wang et al. die Schwierigkeit bei der Bestimmung erkennen,
wann ein QRS-Komplex und ein Reizimpuls auftreten, nutzt die von
Wang et al. dargelegte Vorrichtung einen herkömmlichen Reizimpulsdetektor
und einen herkömmlichen
QRS-Detektor, um einen QRS-Komplex basierend auf dem Intervall zwischen
dem Reizimpuls und dem QRS-Komplex zu klassifizieren. In dieser
Quelle wird die Unterscheidung von Reizimpulsdaten von EKG-Daten,
die Reizimpulsdaten stark ähneln,
wenn mit einer einzigen Ableitung gemessen wird, weder berücksichtigt
noch erörtert.
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Wang
et al. (US-Patent Nr. 5.033.473) legen ein Verfahren und eine Vorrichtung
zur Unterscheidung zwischen Reizimpulsen und QRS-Komplexen dar,
wobei ermittelt wird, ob ein Potentialreizimpulsschweif eine exponentielle
Abnahme der Amplitude aufweist. Ferner bezieht sich diese Quelle
auf die Erfassung einer in hohem Maße veralteten Form von Reizimpulsen
(mit exponentiellem Schweif). Die vorliegende Erfindung ist nicht
auf diese in hohem Maße
veraltete Form von Reizimpulsen beschränkt. Die genannte Quelle berücksichtigt
und erörtert
nicht das Trennen von Reizimpulsdaten von EKG-Daten, wenn sie sich
zeitlich gesehen stark überlappen.
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Kruse
et al. (US-Patent Nr. 5.448.997) beschreiben einen Reizimpulsdetektor,
der mehrere EKG-Ableitungen nutzt, um eine Ansicht des Herzens aus
mehreren Win keln zu erzielen. Der von Kruse et al. beschriebene
Reizimpulsdetektor nutzt einen algorithmischen Ansatz zur Unterscheidung
von Reizimpulsen mittels analoger und digitaler Filterung und Signalverarbeitung,
um die Merkmale der EKG-Zacken mit bekannten Amplituden und Abständen zwischen
Reizimpulsen zu vergleichen. Die Merkmale von EKG-Zacken, die mit der bekannten
charakteristischen Amplitude und dem bekannten charakteristischen
Abstand von Reizimpulsen übereinstimmen,
werden dann als Reizimpulse identifiziert. Diese Quelle berücksichtigt
oder erörtert
jedoch nicht das Trennen von Reizimpulsdaten von EKG-Daten, wenn
sie sich zeitlich stark überlappen;
es zeigt sich in der Tat, dass das in dieser Quelle dargelegte Verfahren
nicht funktioniert, wenn der Reizimpuls und der QRS-Komplex sich überlagern
oder sehr nahe beieinander liegen. Ein weiterer Unterschied zwischen
dem Reizimpulsdetektor der vorliegenden Erfindung und dem Patent
von Kruse et al. liegt darin, dass der Reizimpulsdetektor simultane
Informationen von mehreren Ableitungen nutzt, um Informationen über die
Leitungsgeschwindigkeit zu entwickeln, während die Vorrichtung gemäß dem Patent
von Kruse et al. mehrere Ableitungen nur verwendet, damit eine einzige „beste
Ableitung" ausgewählt werden
kann, wonach diese einzelne Ableitung mit herkömmlichen Verfahren behandelt
wird (in erster Linie Stimulationsbreitenanalyse).
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Sholder
et al. (US-Patent Nr. 4.817.605) beschreiben einen Herzschrittmacher
zum Erzielen und Aufrechterhalten der atrialen (P-Zacken-) Erfassung.
Die Ausgangsdaten der Vorrichtung ermöglichen die Überwachung
von Reizimpulsen und P-Zacken, wodurch ein Arzt ermitteln kann,
ob die atriale Erfassung erreicht wurde, indem er die Zeitdifferenz
zwischen den Reizimpulsen und den P-Zacken untersucht. Sholder et
al. beschreiben ferner, dass die Zeitdifferenz zwischen den Reizimpulsen
und den P-Zacken genutzt werden kann um zu ermitteln, ob eine P-Zacke
in Reaktion auf einen Reizimpuls oder die Aktivität des Sinusknotens
des Herzens erzeugt wird, indem die bekannten Signalausbreitungsmerkmale
des Herzens genutzt werden. Diese Quelle berücksichtigt oder erörtert nicht
das Trennen von Reizimpulsdaten von EKG-Daten, wenn sie sich zeitlich
stark überlappen.
Das Patent von Sholder et al. bezieht sich in der Tat auf eine andere
Klasse von Vorrichtungen, die in den Schrittmacher selbst integriert
ist und das Timing der Reizimpulse bereits kennt. Es kann eigentlich
nicht mit dem Problem der Unterscheidung von Reizimpulsen von einer
EKG-Aufzeichnung ohne diese Kenntnis verglichen werden.
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Shaya
et al. (US-Patent 4.664.116) beschreiben eine Vorrichtung zur Identifizierung
von Reizimpulsen, die Reizimpulse von anderen EKG-Zackenmerkmalen
ein schließlich
QRS-Komplexen auf der Grundlage der Amplitude unterscheidet. Das
Patent von Shaya et al. ist ein ziemlich unkompliziertes Beispiel
für die
Klasse von Detektoren, auf deren Basis der Reizimpulsdetektor der
vorliegenden Erfindung verbessert wurde, indem die gleichzeitig
vorliegenden Ableitungsinformationen genutzt werden, um die Leitungsgeschwindigkeiten
zu berechnen. Diese Quelle berücksichtigt
oder erörtert
nicht das Trennen von Reizimpulsdaten von EKG-Daten, wenn sie sich
zeitlich stark überlappen;
es stellt sich in der Tat heraus, dass das in dieser Quelle dargelegte Verfahren
nicht funktioniert, wenn der Reizimpuls und der QRS-Komplex hinsichtlich
der Zeit oder der Amplitude identisch sind.
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Pablo
Laguna et al. beschreiben in „Automatic
Detection of Wave Boundaries in multilead ECG Signals", erschienen 1994
in Computers and Biomedical Research 27, Seiten 45–60, ein
Verfahren zur automatischen Lokalisierung von Wellengrenzen in EKG-Signalen
von mehreren Ableitungen. Eine EKG-Aufzeichnung mit mehreren Ableitungen
wird einem einzigen QRS-Komplex-Detektor für jede der Ableitungen zugeführt. Für jede der
Ableitungen wird eine Position eines QRS-Komplexes ermittelt. Anschließend werden
für jeden
Herzschlag aus den QRS-Positionen der zahlreichen Ableitungen ein
Minimum und ein Maximum der zeitlichen QRS-Positionen gesucht. Dann
wird eine erste Folge durch die QRS-Positionen definiert, die innerhalb
von 90 Millisekunden des ermittelten Minimums liegen, und eine zweite
Folge wird durch die QRS-Positionen definiert, die innerhalb von
90 Millisekunden nach dem ermittelten Maximum enden. Die Anzahl
der erkannten QRS-Positionen, die in das erste und in das zweite
Fenster fallen, wird ermittelt und verglichen. Wenn eine unterschiedliche
Anzahl von Positionen ermittelt wird, wird der Spitzenwert der Folge,
d.h. das Maximum oder das Minimum der Folge, die die kleinere Anzahl
von Positionen enthält,
zurückgewiesen,
da er auf eine fehlende Erkennung durch den Einzelableitungsdetektor
für jede
der Ableitungen zurückzuführen sein
kann. Ableitungen, bei denen die Erkennung im vorhergehenden Schritt
zurückgewiesen
wurde, werden nicht für
die Ermittlung der Wellengrenze für den betreffenden Herzschlag
eingesetzt. Bei der Ermittlung der Wellengrenze wird ein Anfang
und ein Ende jeder Welle ermittelt, entweder indem ein vorher festgelegter
Schwellenwert verwendet wird, der durch einen Punkt von einem benachbarten
Spitzenwert von einer Nullpunkt-S-Zackenposition geht, oder es wird
ein nach einem Minimum differenziertes Kriterium verwendet, um die
entsprechenden Wellengrenzen für
jede der Ableitungen zu berechnen. Die maximalen und minimalen Zeitpositionen
werden für
jede der Ableitungen ermittelt und verglichen, um das Signal zu
bestimmen, das die längste
Zeitdauer einer Welle in einer Ableitung aufweist.
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Wie
oben angemerkt, beschreiben mehrere der bei der Suche entdeckten
Quellen Systeme, die zwischen Reizimpulsen und verschiedenen Wellenmerkmalen
einschließlich
QRS-Komplexen unterscheiden. Im Gegensatz zu der vorliegenden Erfindung
legt jedoch keine von ihnen dar, wie künstliche Impulse von den EKG-Daten
zu trennen sind, wenn das EKG extrem schmale QRS-Komplexe aufweist,
wie sie bei Pädiatriepatienten
auftreten. Außerdem
legt keine der Quellen dar, wie künstliche Impulse von den EKG-Daten zu trennen
sind, wenn die zeitlichen bzw. Frequenzmerkmale der EKG-Daten den
künstlichen
Impulsen stark ähneln.
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Im
Hinblick auf das Obengenannte ist es offensichtlich, dass ein Bedarf
für die
vorliegende Erfindung besteht, nämlich
ein verbessertes Signalverarbeitungssystem für die Bioinstrumentierung,
das künstliche
elektrische Signale im Körper
von physiologischen elektrochemischen Signalen im Körper unterscheiden
kann, wenn die künstlichen
Signale zeitlich überlappen
und somit die physiologischen elektrochemischen Aktivitäten im Körper imitieren
können.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein verbessertes
Signalverarbeitungssystem für
die Bioinstrumentierung und ein verbessertes Signalverarbeitungsverfahren
für die
Bioinstrumentierung zu schaffen.
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Diese
Aufgabe wird durch das Verfahren und die Vorrichtung wie in den
Ansprüchen
1 und 6 definiert gelöst.
Es werden ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Unterscheidung
künstlicher,
von einem Schrittmacher in einem Körper erzeugter elektrischer
Signale von physiologischen elektrochemischen Aktivitäten geschaffen.
Das Verfahren und die Vorrichtung funktionieren so, dass sie elektrische
Signale im Körper
erkennen und die künstlichen
elektrischen Signale von physiologischen elektrochemischen Aktivitäten unterscheiden,
indem sie die Leitungsgeschwindigkeiten für die erkannten elektrischen
Signale zwischen verschiedenen Punkten berechnen. Bei der Unterscheidung
der Signale wird mindestens ein Paar von Punkten, an denen die elektrischen
Signale erkannt werden, als von Interesse festgelegt. An jedem Punkt
innerhalb dieses Paares wird das Auftreten der Ankunftszeiten jedes
elektrischen Signals beobachtet. Auf der Grundlage dieser beobachteten
Ankunftszeiten werden Leitungsgeschwindigkeiten berechnet, und es
wird dann ermittelt, ob das Signal künstlichen oder elektrophysiologischen
Ursprungs ist.
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Die
oben genannte und zusätzliche
Aufgaben, Merkmale und Vorteile eines Ausführungsbeispiels werden in der
folgenden ausführlichen
schriftlichen Beschreibung erläutert.
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KURZE BESCHREIBUNG DER
ZEICHNUNGEN
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Die
neuen als kennzeichnend eingeschätzten
Merkmale der Erfindung sind in den anhängenden Ansprüchen dargelegt.
Die Erfindung selbst sowie eine bevorzugte Anwendung, weitere Aufgaben
und Vorteile sind jedoch am besten anhand der folgenden ausführlichen
Beschreibung eines veranschaulichenden Ausführungsbeispiels zusammen mit
den beiliegenden Zeichnungen zu verstehen. Es zeigen:
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1 eine
schematische Darstellung eines Systems zur Implementierung der vorliegenden
Erfindung;
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2 ein
Blockschaltbild des Reizimpulsdetektors aus 1;
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3 ein logisches Ablaufdiagramm eines veranschaulichenden
Ausführungsbeispiels
des Verfahrens, bei dem der Reizimpulsdetektor aus 1 künstliche
elektrische Signale von physiologischen elektrochemischen Aktivitäten unterscheidet.
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AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG
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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren und eine Vorrichtung
zur Unterscheidung künstlicher
elektrischer Signale in einem Körper
von physiologischen elektrochemischen Aktivitäten. Das Verfahren und die
Vorrichtung funktionieren so, dass sie elektrische Signale im Körper erkennen
und die künstlichen
elektrischen Signale von physiologischen elektrochemischen Aktivitäten unterscheiden,
indem sie die Leitungsgeschwindigkeiten für die erkannten elektrischen
Signale berechnen.
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Bei
biomedizinischen Vorrichtungen kann der Term „Leitungsgeschwindigkeit" zwei Dinge bedeuten: (1)
kann der Term sich auf die tatsächliche
Zeit beziehen, die elektrische Energie benötigt, um von einer elektrischen
Quelle durch das Medium eines sich im Körper befindlichen Volumenleiters,
zum Beispiel Blut, zu einer elektrischen Senke zu gelangen; oder
(2) kann der Term sich auf die Zeit beziehen, die ein Aktionspotential, das
eine vorübergehende Änderung
des Membranpotentials ist, welche Informationen im Nervensystem überträgt, benötigt, um
sich von einem Punkt zu einem anderen auf Pfaden auszubreiten, auf
denen sich das Aktionspotential fortbewegen kann. Die vorliegende
Erfindung nutzt die Tatsache, dass sich die Leitungsgeschwindigkeit
elektrischer Energie durch einen Volumenleiter von der Leitungsgeschwindigkeit
von Aktionspotentialen entlang Zellen unterscheidet, die Aktionspotentiale
verbreiten können.
Infolgedessen bezieht sich der hier verwendete Term „Leitungsgeschwindigkeit" auf einen zusammengesetzten
Begriff, der von den beiden oben genannten Bedeutungen abgeleitet
ist und auf ihnen beruht.
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Der
Term Leitungsgeschwindigkeit wird hier in seinem funktionellen Sinn
verwendet, d.h. der Term Leitungsgeschwindigkeit bezieht sich darauf,
wie schnell elektrische Signale an verschiedenen Punkten am, auf oder
im Körper
zu erkennen sind. Im Besonderen bezieht sich der Term Leitungsgeschwindigkeit,
wie er in dieser Beschreibung verwendet wird, auf den Abstand zwischen
Punkten geteilt durch die Zeit, die ein Signal benötigt, um
an einem ersten Punkt und dann an dem anderen zu erkennen zu sein.
Dies bedeutet, dass in der vorliegenden Erfindung, die auf dem Unterschied
zwischen den Leitungsgeschwindigkeiten eines elektrischen Signals
in einem Volumenleiter und eines elektrochemischen Signals in einer
Nervenfaser oder Herzmuskelfaser basiert, diese Mechanismen nicht
offen genutzt werden, wenn Bezug auf die Funktionsbeschreibung der Erfindung
genommen wird. Stattdessen wird das Auftreten des Signals an verschiedenen
Punkten auf der Körperoberfläche betrachtet
und die Zeit, die für
das Zurücklegen
des Weges zwischen zwei Punkten benötigt wird, als Leitungsgeschwindigkeit
bezeichnet.
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Die
vorliegende Erfindung nutzt die Tatsache, dass die Leitung durch
den Volumenleiter praktisch sofort erfolgt, während die Ausbreitung von Aktionspotentialen
in ihren entsprechenden Kanälen
eine erheblich längere
Zeitspanne erfordert. In Zusammenhang mit dieser Tatsache nutzt
die vorliegende Erfindung auch das Wissen, dass die Entladung einer
künstlichen
elektrischen Vorrichtung im Körper
wesentlich mehr Energie freisetzt als die Entladung eines Aktionspotentials.
Die vorliegende Erfindung nutzt dieses Wissen zusammen mit den oben
genannten Eigenschaften bezüglich
der Leitung in dem Volumenleiter im Gegensatz zur Leitung von Aktionspotentialen,
um zwischen elektrischen Signalen im Körper, die von künstlichen
Vorrichtungen ausgehen, und elektrischen Signalen im Körper, die
von elektrochemischen Aktivitäten
ausgehen, welche im Zusammenhang mit der Ausbreitung von Aktionspotentialen
stehen, zu unterscheiden. Die vorliegende Erfindung erkennt, dass
die wesentlich größere Energieentladung
der künstlichen
Vorrichtung sicherstellt, dass ihre elektrischen Effekte praktisch
gleichzeitig von den an verschiedenen Punkten am Körper angebrachten
Elektroden gemessen werden können,
während
die durch die Ausbreitung von einem Aktionspotential erzeugte elektrische
Aktivität
nur in einer kur zen Entfernung von diesem Aktionspotential zu erkennen
ist. Es versteht sich von selbst, dass, wenn das Aktionspotential
einen Punkt nahe einer Messelektrode erreicht, es sich unter den
physischen Einschränkungen
der Volumenleitung noch weiter bis zu jener Elektrode fortpflanzen
muss. Somit ist bei einem QRS-Komplex die Leitungsdauer die Summe
einer physischen Ausbreitungszeit und einer physiologischen Ausbreitungszeit.
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Die
vorliegende Erfindung nutzt die oben genannten Tatsachen, indem
sie elektrische Signale, die praktisch sofort in allen Bereichen
im Körper
erscheinen, als künstliche
Signale ansieht, während
sie elektrische Signale, die an verschiedenen Stellen des Körpers zeitlich
nur um mehrere Inkremente verzögert
erscheinen, als diejenigen ansieht, die aus elektrochemischen Aktivitäten im Körper resultieren.
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Bezug
nehmend nun auf die Zeichnungen und insbesondere auf 1 zeigt
diese eine schematische Darstellung eines Systems zur Implementierung
der vorliegenden Erfindung. Es ist ein Körper 18 dargestellt, an
dem eine Anzahl elektrokardiografischer Elektroden 10 angebracht
sind. Außerdem
ist das Herz 20 mit sowohl einer Spitze 22 als
auch einer Basis 24 dargestellt. Die elektrokardiografischen
Elektroden 10 sind so angeordnet dargestellt, dass ein
standardmäßiges Elektrokardiogramm
(EKG) mit 12 Ableitungen erfasst werden kann. Im Hinblick auf diese
standardmäßige EKG-Anordnung
ist anzumerken, dass sich bestimmte elektrokardiografische Elektroden 10 nahe
der Spitze 22 des Herzens und andere nahe der Basis 24 des
Herzens befinden. Hier bedeutet der Term „nahe", dass sich die Elektroden elektrisch
nahe beim Herzen befinden; mit anderen Worten: jede elektrochemische
Aktivität
wird fast sofort durch den Volumenleiter zu den Elektroden übertragen,
die als elektrisch nahe angesehen werden. Die elektrokardiografischen
Elektroden 10 sind so dargestellt, dass sie über Anschlussdrähte 16 mit
einer EKG-Einrichtung 12 verbunden sind. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel
ist auch der in der EKG-Einrichtung 12 integrierte
Reizimpulsdetektor 14 dargestellt. Es ist jedoch nicht
beabsichtigt, dass dies die einzige Ausführungsmöglichkeit für diese Erfindung darstellt,
sondern vielmehr ist dies eine Art, in der die Erfindung verwendet
werden könnte.
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Bezug
nehmend nun auf 2 zeigt diese ein Blockschaltbild
der Logik dieser Erfindung. Es sind drei Eingangssignale dargestellt,
die den drei spezifischen Ableitungen des EKGs entsprechen (der
Term Ableitung bezeichnet hier das Signal von einer Elektrodenanordnung).
Im Besonderen sind die Ableitungen V1 30, V2 32 und
AVR 34 zusammen dargestellt, die eine erste Gruppe bilden.
Wie in 1 zu sehen ist, befinden sich die Sensorelektroden
dieser Ableitungen nahe der Basis des Herzens. Daher werden sie als
Basisableitungen bezeichnet. Weiterhin Bezug nehmend auf 2 sind
die Ableitungen II 36, AVF 38 und III 40 zusammen
dargestellt, die eine zweite Gruppe bilden. In 1 befinden
sich die Messelektroden dieser Ableitungen nahe der Spitze des Herzens.
Daher werden sie als Spitzenableitungen bezeichnet. Diese sechs
Ableitungen führen in
eine Ableitungsauswahlschaltung 42, die die Signalstärke auf
jeder der Ableitungen untersucht und aus der von den Ableitungen
V1 30, V2 32 und AVR 34 gebildeten Gruppe
auf der Grundlage der Signalstärke
eine Teilgruppe von zwei Ableitungen auswählt. Die Ableitungsauswahlschaltung 42 wiederholt
diesen Vorgang für die
aus den Ableitungen II 36, AVF 38 und III 40 gebildeten
Gruppe, indem sie die Signalstärke
jeder dieser drei Ableitungen untersucht und auf der Grundlage der
Signalstärke
eine Teilgruppe von zwei Ableitungen auswählt. Die derart ausgewählten Ableitungen
sind in der Figur als Basissignal 1 72, Basissignal 2 74 und
Spitzensignal 1 76 und Spitzensignal 2 78 bezeichnet.
Die Basissignale werden dann einem Analog-Digital-Umsetzer 44 zugeführt, der
eine digitalisierte Version des Basissignals 1 80 und eine
digitalisierte Version des Basissignals 2 82 ausgibt. Zusätzlich werden
die Spitzensignale einem weiteren Analog-Digital-Umsetzer 46 zugeführt, der
die digitalisierte Version des Spitzensignals 1 84 und
die digitalisierte Version des Spitzensignals 2 86 ausgibt.
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Die
digitalisierten Versionen der Basissignale werden dann einem MAX/MIN-Detektor 48 zugeführt, der
von einem Zeitsteuerungssignal 68 gesteuert wird, das von
einer Zeitsteuerungssignalschaltung 52 erzeugt wird. Das
Zeitsteuerungssignal 68 veranlasst den MAX/MIN-Detektor 48,
mit der Untersuchung der beiden digitalisierten Versionen des Basissignals
1 80 und des Basissignals 2 82 zu beginnen. Der
MAX/MIN-Detektor 48 beobachtet
die digitalisierten Versionen beider Signale und zeichnet den Zeitpunkt
auf, zu dem diese Signale Maximal- und Minimalwerte erreichen; der
MAX/MIN-Detektor 48 zeichnet
also den Zeitpunkt auf, an dem die digitalisierte Version des Basissignals
1 80 ihren Maximalwert und ihren Minimalwert erreicht,
und der MAX/MIN-Detektor 48 zeichnet auch den Zeitpunkt
auf, an dem die digitalisierte Version des Basissignals 2 82 ihren
Maximalwert und ihren Minimalwert erreicht. Der Detektor setzt diesen
Vorgang fort, bis die Zeitsteuerungssignalschaltung 52 über das
Zeitsteuerungssignal 68 angibt, dass das Zeitfenster zu
schließen
ist; zu diesem Zeitpunkt gibt der MAX/MIN-Detektor ein Signal 54 aus,
das Daten enthält,
die den Zeitpunkten entsprechen, zu denen der Maximalwert und der
Minimalwert der digitalisierten Version des Basissignals 1 80 auftraten,
und gibt ein weiteres Signal 54 aus, das den Zeitpunkten
entspricht, zu denen der Maximalwert und der Minimalwert der digitalisierten
Version des Basissignals 2 82 auftraten. Der MAX/MIN-Detektor 48 ist
in der Lage, den Zeitpunkt des Auftretens über ein Taktsignal 88 zu
verfolgen, das von einem Taktgeber 90 geliefert wird.
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Gleichzeitig
mit der im vorhergehenden Abschnitt beschriebenen Verarbeitung der
Basissignale werden die Spitzensignale auf genau dieselbe Weise
verarbeitet. Das heißt,
dass die digitalisierten Versionen der Spitzensignale 84, 86 einem
MAX/MIN-Detektor 50 zugeführt werden,
der von einem Zeitsteuerungssignal 68 gesteuert wird, welches
von einer Zeitsteuerungssignalschaltung 52 erzeugt wird.
Das Zeitsteuerungssignal 68 veranlasst den MAX/MIN-Detektor 50,
mit der Untersuchung der beiden digitalisierten Versionen des Spitzensignals
1 84 und des Spitzensignals 2 86 zu beginnen.
Der MAX/MIN-Detektor 50 beobachtet die digitalisierten
Versionen beider Signale und zeichnet den Zeitpunkt auf, zu dem
diese Signale Maximal- und Minimalwerte erreichen; der MAX/MIN-Detektor 50 zeichnet
also den Zeitpunkt auf, an dem die digitalisierte Version des Spitzensignals
1 84 ihren Maximalwert und ihren Minimalwert erreicht,
und der MAX/MIN-Detektor 50 zeichnet auch den Zeitpunkt
auf, an dem die digitalisierte Version des Spitzensignals 2 86 ihren
Maximalwert und ihren Minimalwert erreicht. Der Detektor setzt diesen
Vorgang fort, bis die Zeitsteuerungssignalschaltung 52 über das
Zeitsteuerungssignal 68 angibt, dass das Zeitfenster zu
schließen
ist; zu diesem Zeitpunkt gibt der MAX/MIN-Detektor ein Signal 54 aus,
das Daten enthält,
die den Zeitpunkten entsprechen, zu denen der Maximalwert und der
Minimalwert der digitalisierten Version des Spitzensignals 1 84 auftraten,
und gibt ein weiteres Signal 58 aus, das den Zeitpunkten
entspricht, zu denen der Maximalwert und der Minimalwert der digitalisierten
Version des Spitzensignals 2 86 auftraten. Der MAX/MIN-Detektor 50 ist
in der Lage, den Zeitpunkt des Auftretens über ein Taktsignal 88 zu
verfolgen, das von einem Taktgeber 90 geliefert wird.
-
Die
acht oben erwähnten
Zeitpunkte, die den verschiedenen Maxima und Minima der unterschiedlichen
Ableitungen entsprechen, werden dann der Zeitdifferenzschaltung 62 zugeführt. Die
Zeitdifferenzschaltung 62 berechnet die Zeitspanne, die
zwischen dem Auftreten eines Maximums auf einer der Basisableitungen
und dem Auftreten eines Maximums auf einer der Spitzenableitungen
vergeht. Beispielsweise würde
eine derartige Zeitdifferenz ermittelt, indem der Zeitpunkt genommen
wird, an dem das Maximum der Basisableitung 1 auftrat, und davon
der Zeitpunkt subtrahiert wird, an dem das Maximum der Basisableitung
2 auftrat; anschließende
wird der absolute Wert des Ergebnisses dieser Subtraktion bestimmt,
und dieser stellt die Zeitdifferenz zwischen dem Auftreten des Maximums
der Signale an den Messelektroden der Basisableitung 1 und der Spitzenableitung
1 dar. Als weiteres Beispiel wird der Zeitpunkt, an dem das Minimum
der Basisableitung 2 auftrat, von dem Zeitpunkt subtrahiert, an
dem das Minimum der Spitzenableitung 2 auftrat; der absolute Wert
dieser Größe wird
dann genommen und ist dann die Zeitdifferenz zwischen dem Auftreten
des Minimums der Signale an den Messelektroden der Spitzenableitung
1 und der Spitzenableitung 2. Die gleichen Vorgänge werden für alle möglichen
Kombinationen von Basis- und Spitzenableitungen durchgeführt, und
die berechneten Zeitdifferenzen werden anschließend gespeichert. Die Zeitdifferenzschaltung 62 leitet
diese Zeitdifferenzen dann an die Zeitdifferenz-Schwellenwertschaltung 64 weiter.
Die Zeitdifferenz-Schwellenwertschaltung 64 vergleicht
dann jede der von der Zeitdifferenzschaltung 62 berechneten
Zeitdifferenzen mit einem vorher festgelegten Zeitdifferenz-Schwellenwert,
und für
jede der berechneten Zeitdifferenzen, die geringer als der vorher festgelegte
Zeitdifferenz-Schwellenwert ist, gibt die Zeitdifferenz-Schwellenwertschaltung 64 ein
Signal 92 aus, das anzeigt, dass die Zeitdifferenz innerhalb
der Schwellenwertgrenzen liegt, und das bewirkt, dass der Zähler 66 um
Eins erhöht
wird. Der Zähler 66 wird
während
jedes neuen Zeitfensters von der Zeitsteuerungsschaltung 52 über das
Zeitsteuerungssignal 68 auf Null zurückgesetzt und ergibt somit
für jedes
Zeitfenster einen neuen Zählwert.
Wenn alle Zeitdifferenzen einmal von der Zeitdifferenz-Schwellenwertschaltung 64 verglichen
wurden, vergleicht die Zählerschaltung 66 die
gezählte
Gesamtanzahl, die die Gesamtanzahl der Zeitdifferenzen angibt, die
geringer als der vorher festgelegte Zeitdifferenz-Schwellenwert
waren, mit einer vorher festgelegten Anzahl. Wird diese vorher festgelegte
Anzahl erreicht oder überschritten,
klassifiziert die Zählerschaltung 66 das
Signal als künstlichen
Ursprungs und gibt auf ihrer Ausgabeleitung 70 ein Signal
aus, das dieses angibt.
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Bezug
nehmend nun auf 3 zeigt diese ein
logisches Ablaufdiagramm, bei dem künstliche elektrische Signale
im Körper
von physiologischen elektrochemischen Aktivitäten unterschieden werden. Schritt 98 zeigt
den Beginn dieses Prozesses. Schritt 100 stellt den Verfahrensschritt
dar, bei dem eine Anzahl elektrokardiografischer Elektroden mit
der äußeren Oberfläche des
Körpers
so verbunden werden, dass ein elektrokardiografisches Signal erhalten
werden kann und sich mindestens eine der Elektroden nahe der Spitze
des Herzens und eine nahe der Basis des Herzens befindet; ferner
beinhaltet dieser Schritt auch die Möglichkeit, dass zusätzliche
Elektroden so angeschlossen werden können, dass redundante Paare
von Elektroden gebildet werden, wobei sich das erste Element jedes
re dundanten Paares nahe der Spitze des Herzens und das zweite Element
nahe der Basis des Herzens befindet.
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Schritt 102 zeigt
den Verfahrensschritt einer Auswahl auf der Grundlage der Signalqualität einer
ersten Teilgruppe elektrokardiografischer Ableitungen aus einer
ersten Gruppe von Ableitungen, die aus der Ableitung V1 30,
der Ableitung V2 32 und der Ableitung AVR 34 besteht,
wie diese Terme bereits in dieser Beschreibung definiert wurden;
diese Ableitungen werden als Basisableitungen bezeichnet, da sich
die Messelektroden dieser Ableitungen nahe der Basis des Herzens 24 befinden.
Schritt 104 stellt die Auswahl auf der Grundlage der Signalqualität einer
zweiten Teilgruppe von elektrokardiografischen Ableitungen aus der
zweiten Gruppe von Ableitungen dar, die aus der Ableitung II 36,
der Ableitung AVF 38 und der Ableitung III 46 besteht;
diese Ableitungen werden als Spitzenableitungen bezeichnet, da sich
die Messelektroden dieser Ableitungen nahe der Spitze des Herzens
befinden.
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Der
Verfahrensschritt 106 beinhaltet die Bestimmung von Ableitungspaaren,
wobei das erste Element des Paares aus der vorher festgelegten ersten
Teilgruppe und das zweite Element des Paares aus der vorher festgelegten
zweiten Teilgruppe genommen wird; dies bedeutet, dass die erste
Ableitung des Paares aus der Gruppe der Basisableitungen und die
zweite Ableitung des Paares aus der Gruppe der Spitzenableitungen
genommen wird. Dadurch kann die Bestimmung von Ableitungspaaren
so erfolgen, dass eine der das Paar bildenden Ableitungen von einer
Position nahe der Spitze des Herzens gemessen wird und die andere
der das Paar bildenden Ableitungen von einer Position nahe der Basis
des Herzens gemessen wird. Der Verfahrensschritt 108 beinhaltet
die Bestimmung eines Zeitfensters, während dem die elektrischen
Signale auf allen Ableitungen zu beobachten sind, die die oben genannten
festgelegten Ableitungspaare bilden.
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Der
Verfahrensschritt 108 zeigt auch während des definierten Zeitfensters
die Vorgänge
des Beobachtens und Aufzeichnens der Zeitpunkte, an denen das Maximum
und das Minimum für
jede Ableitung innerhalb der oben beschriebenen festgelegten Ableitungspaare
auftreten. Der Verfahrensschritt 110 stellt für jedes
definierte Zeitfenster die Bestimmung der Zeitdifferenzen zwischen
dem Auftreten der Maximalwerte für
jede der beiden Ableitungen innerhalb der festgelegten Paare dar.
Der Verfahrensschritt 112 stellt für jedes definierte Zeitfenster
die Bestimmung der Zeitdifferenzen zwischen dem Auftreten der Minimalwerte
auf jeder der Ableitungen innerhalb der festgelegten Ableitungspaare
dar.
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Der
Verfahrensschritt 114 beinhaltet den Vergleich jeder der
oben genannten berechneten Zeitdifferenzen mit einem vorher festgelegten
Zeitdifferenz-Schwellenwert. Dieser vorher festgelegte Zeitdifferenz-Schwellenwert
stellt ein Maß des
Synchronismus dar; demzufolge wird, wenn die berechnete Zeitdifferenz
geringer als der vorher festgelegte Zeitdifferenz-Schwellenwert
ist, dies als Hinweis auf ein Maß des Synchronismus der Signale
angesehen. Der Verfahrensschritt 116 gibt den Vorgang des
Zählens
der Anzahl berechneter Zeitdifferenzen wieder, die bei dem vorhergehenden
Verfahrensschritt 114 als geringer als der vorher festgelegte
Zeitdifferenz-Schwellenwert angezeigt wurden.
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Der
Verfahrensschritt 116 beinhaltet ferner, dass die Gesamtzahl
der Zeitdifferenzen, die geringer als der vorher festgelegte Zeitdifferenz-Schwellenwert
waren, mit einer vorher festgelegten Zahl verglichen wird, und wenn
der Zählwert
mit dieser vorher festgelegten Zahl übereinstimmt oder sie übersteigt,
das während
des oben genannten Zeitfensters beobachtete Signal als künstliches
Signal anzusehen ist. Der Verfahrensschritt 118 stellt
das Ende des Prozesses dar, bei dem künstliche Signale von physiologischen
elektrochemischen Aktivitäten
im Körper
unterschieden werden.
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Auch
wenn hier ein spezielles Ausführungsbeispiel
dargestellt und beschrieben wurde, ist es für den Fachkundigen offensichtlich,
dass verschiedene Änderungen
hinsichtlich der Form oder der Einzelheiten vorgenommen werden können, ohne
dass der Rahmen der anhängenden
Ansprüche
verlassen wird. Text
in der Zeichnung Figur
1
| EKG
machine | EKG-Einrichtung |
| Pace
pulse synchrony detector | Reizimpuls-Detektor |
Figur
2
| Lead
selection circuit | Ableitungsauswahlschaltung |
| Clock | Taktgeber |
| Timing
signal circuit | Zeitsteuerungssignalschaltung |
| Counter
circuit | Zählerschaltung |
| Time
difference circuit | Zeitdifferenzschaltung |
| Time
difference threshold circuit | Zeitdifferenz-Schwellenwertschaltung |
-
3
- 98:
- Start
- 100:
- Elektrokardiografische
Ableitungen mit dem Körper
an den standardmäßigen EKG-Positionen für 12 Ableitungen
verbinden
- 102:
- Auf
der Grundlage der Signalqualität
eine erste Teilgruppe von elektrokardiografischen Ableitungen aus
der Gruppe der von V1, V2 und AVR gebildeten Gruppe auswählen
- 104:
- Auf
der Grundlage der Signalqualität
eine zweite Teilgruppe von elektrokardiografischen Ableitungen aus
der Gruppe der von II, AVF und III gebildeten Gruppe auswählen
- 106:
- Ableitungspaare
mit dem ersten Element jedes der bestimmten Paare aus der ersten
Teilgruppe und dem zweiten Element jedes der bestimmten Paare aus
der zweiten Teilgruppe bestimmen
- 108:
- Ein
Zeitfenster bestimmen und während
dieses Zeitfensters den Zeitpunkt des Auftretens jedes Minimalwert
und jedes Maximalwertes der genannten erkannten Signale an jedem
Punkt in den bestimmten Paaren beobachten und aufzeichnen