DE10115795A1

DE10115795A1 - Schaltung und Verfahren zum Analysieren der Herzfunktion eines Patienten unter Verwendung überlappender Analysefenster

Info

Publication number: DE10115795A1
Application number: DE10115795A
Authority: DE
Inventors: David E Snyder; Thomas D Lyster
Original assignee: Agilent Technologies Inc
Current assignee: Agilent Technologies Inc
Priority date: 2000-07-13
Filing date: 2001-03-30
Publication date: 2002-01-31
Anticipated expiration: 2021-03-31
Also published as: GB0117051D0; US7463922B1; JP2002119490A; GB2370880A; DE10115795B4; GB2370880B

Abstract

Eine Schaltung umfaßt einen mit einem Prozessor gekoppelten Sensor, der ein elektrisches Signal erfaßt, das einen Patientenparameter darstellt. Der Prozessor bestimmt durch Analysieren eines ersten und eines zweiten überlappenden Abschnitts des erfaßten elektrischen Signals einen Zustand des Patienten. Beispielsweise kann ein tragbarer AED (AED = automatic external defibrillator = automatischer externer Defibrillator) eine solche Schaltung umfassen, um einen ersten und einen zweiten überlappenden Abschnitt eines EKGs zu erfassen. Durch Verwenden dieser Überlapp-Fenster-Technik kann der AED schneller mehrere Abschnitte von EKG-Daten erfassen und analysieren und somit eine Schock/Kein-Schock-Entscheidung treffen als ein AED, der eine Benachbart-Fenster-Analyse verwendet. Somit ermöglicht es die Überlapp-Fenster-Technik, sowohl längere EKG-Abschnitte (bessere Genauigkeit pro Fenster) als auch mehr dieser längeren Abschnitte (bessere Abstimmgenauigkeit) in einer gegebenen Analysezeit zu verwenden. Überdies reduziert die Überlapp-Fenster-Technik Grenzprobleme deutlich oder eliminiert sie, weil die Grenze von einem EKG-Abschnitt innerhalb des Inneren des vorangehenden oder des folgenden überlappenden EKF-Abschnitts liegt.

Description

Die Erfindung bezieht sich allgemein auf elektronische Schaltungen und Systeme und insbesondere auf eine Schaltung und ein Verfahren zum Analysieren der Herzfunktion eines Patienten unter Verwendung überlappender Analysefenster. Beispielsweise kann ein tragbarer automatischer externer Defibrillator (AED; AED = automatic external defibrillator) überlappende Abschnitte eines Elektrokardiogramms (EKG) analysieren, um zu bestimmen, ob ein Defibrillatorschock ein Vorteil für das Herz eines Patienten wäre. Durch Analysie ren überlappender Abschnitte des EKG des Patienten trifft der AED eine Schock/Kein-Schock-Entscheidung oft schneller und genauer als AEDs, die andere Analysetechniken verwen den.

Tragbare AEDs haben an Schauplätzen außerhalb eines Kran kenhauses viele Leben gerettet und als Folge von Fort schritten bei der AED-Technologie nimmt die Anzahl der pro Jahr geretteten Leben zu. Typischerweise analysiert ein tragbarer AED die Herzfunktion eines Patienten und in struiert eine Bedienungsperson, einen elektrischen Schock zu verabreichen, wenn er angemessen ist. Beispielsweise kann ein Schock oft einen Patienten wiederbeleben, der eine ventrikulare Fibrillation (VF) erlebt bzw. erleidet. Da äl tere Modelle von tragbaren AEDs nur grundlegende diagnosti sche und Sicherheits-Merkmale umfassen, sind sie oft schwierig zu betreiben. Deshalb können nur speziell ausge bildete Personen, wie z. B. medizinische Notfalltechniker bzw. medizinische Nothelfer (EMTs; EMT = emergency medical technician), diese älteren Modelle verwenden, um Schocks zu verabreichen. Neuere Modelle umfassen jedoch oft fortge schrittene diagnostische und Sicherheits-Merkmale, die es minimal ausgebildeten Personen ermöglichen, Schocks zu ver abreichen. Folglich verwenden mehr Menschen tragbare AEDs, um Leben zu retten.

Da ein Herzzustand, der auf einen elektrischen Schock an spricht, innerhalb einer kurzen Zeit einen permanenten Schaden oder den Tod bewirken kann, wenn er unbehandelt bleibt, sollte ein tragbarer AED in der Lage sein, inner halb von Sekunden einen durch Schock behandelbaren Herzzu stand zu diagnostizieren und bereit zu sein, einem Patien ten einen Schock zu verabreichen. Ohne eine pneumokardiale bzw. Herz-Lunge-Wiederbelebung (CPR; CPR = cardiopulmonary resuscitation) leidet eine Person bei einem Herzstillstand typischerweise innerhalb von vier bis sechs Minuten nach dem Einsetzen an einem bleibenden durch Anoxie bzw. Sauer stoffmangel verursachten Gehirnschaden. Bedauerlicherweise wissen viele Menschen nicht, wie eine CPR zu verabreichen ist. Und selbst unter den besten Bedingungen kann es eine bis vier Minuten dauern, den AED herauszuholen und ein bis zwei zusätzliche Minuten dauern, die Kontaktflächen bzw. Pads an den Patienten anzulegen, die Kontaktflächen mit dem AED zu verbinden und den AED zu aktivieren. Selbst wenn der Patient unmittelbar entdeckt wird, hat der AED deshalb oft weniger als eine Minute, um den Patienten zu diagnostizie ren und ihm einen Schock zu verabreichen, bevor er/sie in Gefahr ist, einen bleibenden Gehirnschaden zu erleiden. Je schneller der AED den Patienten diagnostizieren und ihm ei nen Schock verabreichen kann, desto besser sind offensicht lich die Chancen, daß der Patient ohne einen bleibenden Ge hirnschaden überlebt.

Bedauerlicherweise implementieren viele tragbare AEDs Herz analysetechniken, die eine relativ lange Zeit erfordern, um das EKG des Patienten zu analysieren und basierend auf der Analyse eine Schock/Kein-Schock-Entscheidung zu treffen.

Die Fig. 1 und 2 stellen eine Verwendung benachbarter Fens ter dar, die eine durch viele tragbare AEDs verwendete Herzanalysetechnik ist. Wie in Fig. 1 zu sehen ist, tastet ein tragbarer AED (in Fig. 1 nicht gezeigt) beispielsweise benachbarte "Fenster", d. h. Abschnitte 10a bis 10f, eines EKG eines Patienten ab und analysiert sie. Typischerweise analysiert der AED mehrere EKG-Abschnitte 10 einzeln, ver gleicht die jeweiligen Analyseergebnisse miteinander oder mit vorbestimmten Vergleichswerten und trifft basierend auf diesem Vergleich eine Schock/Kein-Schock-Entscheidung.

Wie in Fig. 1 zu sehen ist, benötigt ein AED (in Fig. 1 nicht gezeigt), der benachbarte Fenster verwendet, oft eine relativ lange Zeit, um eine Schock/Kein-Schock-Entscheidung zu treffen. Zu Beispielszwecken sei angenommen, daß der AED programmiert ist, um mindestens 10 EKG-Abschnitte 10 zu analysieren, bevor er eine Entscheidung trifft, und daß je der Abschnitt 10 zwei Sekunden lang ist. Daher benötigt der AED mindestens 20 Sekunden, um eine Schock/Kein-Schock- Entscheidung zu treffen. Obwohl 20 Sekunden nicht wie eine lange Zeit erscheinen mögen, verringert jede Sekunde, die erforderlich ist, um eine Schock/Kein-Schock-Entscheidung zu treffen, die Chancen, daß ein Patient ohne einen perma nenten Schaden überlebt.

Außerdem können Änderungen der Herzfunktion des Patienten die Zeit erhöhen, die der AED benötigt, um eine Schock/Kein-Schock-Entscheidung zu treffen. Zu Beispiels zwecken sei angenommen, daß der AED programmiert ist, EKG- Abschnitte 10 zu analysieren, bis mindestens eine vorbe stimmte Anzahl von 10 aufeinanderfolgenden Abschnitten kon sistente Analyseergebnisse ergeben, bevor er eine Schock/Kein-Schock-Entscheidung treffen kann. Der AED stützt seine Schock/Kein-Schock-Entscheidung dann auf eines oder mehrere dieser konsistenten Analyseergebnisse. Dieser Prozeß des Treffens einer Entscheidung wird oft als "Ab stimmen" ("voting") bezeichnet. Die Theorie hinter dem Ab stimmen ist, daß, wenn ein vorbestimmter Prozentsatz von analysierten EKG-Abschnitten konsistente, d. h. ähnliche, Ergebnisse liefert, diese Ergebnisse mit größerer Wahr scheinlichkeit genau sind als von anderen EKG-Abschnitten gelieferte inkonsistente Ergebnisse. Beispielsweise kann ein AED programmiert sein, um das Ergebnis zu akzeptieren, das durch die Mehrheit der analysierten EKG-Abschnitte ge liefert wird, und um andere Ergebnisse von der Minderheit der analysierten EKG-Abschnitte zu ignorieren. Bei dem dar gestellten Beispiel zeigt der EKG-Abschnitt 10a an, daß das Herz des Patienten mit einem normalen Sinusrhythmus schlägt, aber die Abschnitte 10b bis 10f zeigen an, daß sich der Patient in einer VF befindet. Da die von dem EKG- Abschnitt 10a erhaltenen Analyseergebnisse mit den von den Analyseergebnissen 10b-10f erhaltenen Ergebnissen deut lich inkonsistent sind, muß der AED deshalb mindestens sie ben EKG-Abschnitte analysieren - den inkonsistenten Ab schnitt 10a zuzüglich mindestens sechs (einer Mehrheit von 10) konsistenten Abschnitten, die mit dem Abschnitt 10b be ginnen - bevor er eine Schock/Kein-Schock-Entscheidung trifft. Wenn die sechs bei dem Abschnitt 10b beginnenden EKG-Abschnitte jedoch inkonsistent sind, muß der AED mehr EKG-Abschnitte 10 analysieren. Somit benötigt der AED in dieser Situation mindestens 14 Sekunden, um eine Schock/Kein-Schock-Entscheidung zu treffen. Obwohl der Übergang von dem normalen Sinusrhythmus zu der VF bei diesem Beispiel nahe der Grenze zwischen den EKG-Abschnitten 10a und 10b auftritt, entsteht das gleiche Problem außerdem oft, wenn der Übergang innerhalb eines Abschnitts 10 auf tritt.

Wie weiterhin bei Fig. 1 zu erkennen ist, besteht ein Weg, um die Zeit zu reduzieren, die ein AED benötigt, um eine Schock/Kein-Schock-Entscheidung zu treffen, darin, jeden der EKG-Abschnitte 10 zu verkürzen. Wenn beispielsweise an genommen wird, daß der AED programmiert ist, um mindestens zehn Abschnitte 10, wie oben diskutiert, zu analysieren, reduziert ein Reduzieren der Länge von jedem Abschnitt 10 von zwei Sekunden auf eine Sekunde die minimale Entschei dungszeit von 20 auf 10 Sekunden. Wenn die Längen der EKG- Abschnitte 10 abnehmen, nimmt die Chance bzw. Wahrschein lichkeit zu, daß ein AED eine falsche Schock/Kein-Schock- Entscheidung trifft. Wenn die Längen der Abschnitte 10 ab nehmen, stellt insbesondere jeder von ihnen einen kleineren Teil des EKG dar. Wenn ein Abschnitt 10 zu klein ist, ent hält er nicht genug EKG-Informationen, um eine genaue bzw. richtige Analyse des Abschnitts zu unterstützen. Wenn alle Abschnitte 10 zu klein sind, erstellt der AED eine Serie von ungenauen bzw. falschen Analysen, die bewirken können, daß der AED eine ungenaue bzw. falsche Schock/Kein-Schock- Entscheidung trifft.

Ein weiterer Weg, dieses Problem zu betrachten, ist es, dieses Problem als einen Kompromiß zwischen der Länge der Abschnitt und der Anzahl der Abschnitte zu betrachten. Für eine gegebene Analysezeit, beispielsweise 20 Sekunden, kann man längere Abschnitte (bessere Genauigkeit pro Abschnitt) mit weniger an einer Abstimmung beteiligten Ergebnissen (weniger Abstimmgenauigkeit) verwenden oder kürzere Ab schnitte (weniger Genauigkeit pro Abschnitt) mit mehr an einer Abstimmung beteiligten Ergebnissen (mehr Abstimmge nauigkeit).

Selbst wenn die EKG-Abschnitte nicht zu kurz sind, kann au ßerdem, wie es in Fig. 2 zu erkennen ist, ein AED (in Fig. 2 nicht gezeigt), der benachbarte Fenster verwendet, den Herzzustand eines Patienten falsch diagnostizieren und kann somit bestimmen, daß ein defibrillierender Schock einem Pa tienten nützen wird, wenn der Schock dem Patienten in Wirk lichkeit schadet. Bei dem dargestellten Beispiel leidet der Patient unter einer Bradykardie bzw. einem langsamen Herz schlag, die bzw. der durch Abnormitäten bei der QRS-Welle des Patienten und durch eine abnormal niedrige Herzfrequenz gekennzeichnet ist. Bedauerlicherweise kann ein Behandeln eines Patienten, der unter einer Bradykardie leidet, mit einem Schock bestenfalls nutzlos sein und schlimmstenfalls den Patienten in eine VF versetzen oder einen anderen Herz schaden bewirken. Deshalb ist es wichtig, daß der AED eine Bradykardie oder einen anderen nicht durch Schock behandel baren Herzzustand erkennt und eine Kein-Schock-Entscheidung erzeugt, wenn er bestimmt bzw. feststellt, daß ein Patient unter einem dieser Zustände leidet.

Wenn insbesondere eine Grenze, d. h. der Anfang oder das Ende eines EKG-Abschnitts 12, einen wichtigen Teil des EKG durchschneidet, dann kann die Analyse des AED dieses Ab schnitts eine falsche Diagnose ergeben und der AED kann ba sierend auf dieser falschen Diagnose eine falsche Schock/Kein-Schock-Entscheidung treffen. Bei dem darge stellten Beispiel analysiert der AED benachbarte EKG- Abschnitte 12a, 12b, 12c, die jeweils 1,5 Sekunden lang sind. Unglücklicherweise schneidet der Anfang des Ab schnitts 12a einen QRS-Komplex und somit enthält der Ab schnitt 12a nur einen Teil des Komplexes. Weil es innerhalb des Abschnitts 12a keine anderen vollständigen Komplexe gibt, kann die Analyse des AED des Abschnitts 12a ein fal sches Ergebnis ergeben. Wenn aber die EKG-Abschnitte 12b und 12c und eine vorbestimmte Anzahl von folgenden Ab schnitten 12 jeweils volle QRS-Komplexe umfassen, kann der AED ein Abstimmen verwenden, um das Ergebnis aus dem Ab schnitt 12a zu ignorieren und korrekt eine Kein-Schock- Entscheidung treffen, wie es oben diskutiert ist. Obwohl, wie es oben diskutiert ist, dies die Zeit erhöhen kann, die der AED erfordert, um eine Schock/Kein-Schock-Entscheidung zu treffen, trifft der AED eine korrekte Entscheidung. Wenn umgekehrt die EKG-Abschnitte verkürzt werden, z. B. auf 0,5 Sekunden, um eine schnellere Antwort zu erhalten, wird bei der Mehrheit der Abschnitte ein QRS-Komplex fehlen. Diese Abschnitte können falsch als Abschnitte interpretiert wer den, für die ein Schock vorteilhaft wäre, woraus eine un passende Schockdiagnose resultiert.

Bezug nehmend auf Fig. 2 gibt es gegenwärtig keine Analyse techniken zur Überwindung des Problems schneidender Gren zen, außer unter mehreren benachbarten EKG-Abschnitten ab zustimmen, wodurch eine Diagnose verzögert wird, oder eine Fachbedienungsperson (in Fig. 2 nicht gezeigt) zu haben, die das EKG studiert und bestimmt, ob die Schock/Kein- Schock-Entscheidung des AED korrekt ist.

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Herzzustandanalysetechnik zu schaffen, die schneller und genauer ist als die Analysetechnik der benachbarten Fens ter.

Diese Aufgabe wird durch eine Schaltung gemäß Anspruch 1 oder 8, durch einen Defibrillator gemäß Anspruch 13 oder durch ein Verfahren gemäß Anspruch 19, 24, 26 oder 30 ge löst.

Gemäß einem Aspekt der Erfindung umfaßt eine Schaltung ei nen Sensor, der mit einem Prozessor gekoppelt ist. Der Sen sor erfasst ein elektrisches Signal, das eine Aktivität des Herzens eines Patienten darstellt, und der Prozessor be stimmt einen Zustand des Herzens des Patienten, indem er einen ersten und einen zweiten überlappenden Abschnitt des erfassten elektrischen Signals analysiert.

Beispielsweise kann ein tragbarer AED eine solche Schaltung umfassen, um während einer ersten Zeitdauer einen ersten Abschnitt eines EKG während einer ersten Zeit zu erfassen und während einer zweiten Zeitdauer, die mit der ersten Zeitdauer überlappt, einen zweiten Abschnitt des EKG zu er fassen. Durch Verwenden dieser Überlapp-Fenster-Technik kann der AED mehrere Abschnitte der EKG-Daten erhalten und analysieren und somit eine Schock/Kein-Schock-Entscheidung schneller treffen als ein AED, der eine Benachbart-Fenster- Analyse verwendet. Somit erlaubt es die Überlapp-Fenster- Technik, bei einer gegebenen Analysezeit sowohl längere EKG-Abschnitte (bessere Genauigkeit pro Fenster) als auch mehr dieser längeren Abschnitte (bessere Abstimmgenauig keit) zu verwenden. Überdies reduziert diese Überlapp- Fenster-Technik Grenzprobleme deutlich oder eliminiert sie, weil die Grenze von einem EKG-Abschnitt innerhalb des Inne ren von einem oder mehreren der vorangehenden oder folgen den überlappenden EKG-Abschnitte liegt.

Bevorzugte Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung werden nachfolgend Bezug nehmend auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 eine herkömmliche Benachbart-Fenster-Analyse des EKG eines Patienten, der plötzlich in eine VF eintritt;

Fig. 2 eine herkömmliche Benachbart-Fenster-Analyse des EKG eines Patienten, der unter Bradykardie lei det;

Fig. 3 eine Überlapp-Fenster-Analyse eines Teils des EKG aus Fig. 1 gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung;

Fig. 4 eine Überlapp-Fenster-Analyse des EKG aus Fig. 2 gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung;

Fig. 5 ein Blockdiagramm einer Speicherschaltung zum Speichern überlappender Abschnitte eines EKG ge mäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung;

Fig. 6 ein Zeitablaufdiagramm von einigen der in Fig. 5 gezeigten Signale;

Fig. 7 ein Blockdiagramm einer Speicherschaltung zum Speichern überlappender Abschnitte eines EKG ge mäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der Erfin dung;

Fig. 8 ein Blockdiagramm einer AED-Schaltung, die eine Überlapp-Fenster-Analyse implementiert, gemäß ei nem Ausführungsbeispiel der Erfindung; und

Fig. 9 eine perspektivische Ansicht eines tragbaren AED, der die AED-Schaltung aus Fig. 8 gemäß einem Aus führungsbeispiel der Erfindung beinhaltet.

Die Fig. 3 und 4 stellen eine Überlapp-Fenster-Analyse ei nes EKG gemäß jeweiligen Ausführungsbeispielen der Erfin dung dar. Wie unten diskutiert wird, kann ein AED, der eine Überlapp-Fenster-Analyse verwendet, oft den Herzzustand ei nes Patienten schneller und genauer diagnostizieren als ein AED, der eine Benachbart-Fenster-Analyse verwendet. Über dies ist ein AED, der eine Überlapp-Fenster-Analyse verwen det, oft gegenüber Grenzproblemen immuner als ein AED, der eine Benachbart-Fenster-Analyse verwendet. Außerdem können, obwohl eine Überlapp-Fenster-Analyse unten anhand eines tragbaren AED, der ein EKG analysiert, beschrieben wird, andere Typen von medizinischer Ausrüstung diese Technik verwenden, um andere Typen von Signalen zu analysieren, wie z. B. ein Elektrogramm, das die Herzaktivität eines Patien ten darstellt, oder ein Elektroenzephalogramm, das die Ge hirnaktivität eines Patienten darstellt.

Fig. 3 stellt eine Überlapp-Fenster-Analyse eines Teils des EKG aus Fig. 1 gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfin dung dar. Wie bei den benachbarten EKG-Abschnitten 10 aus Fig. 1 ist jeder Abschnitt 14 zwei Sekunden lang, obwohl bei anderen Ausführungsbeispielen die Abschnitte 14 länger oder kürzer als zwei Sekunden sein können oder aber nicht alle die gleiche Länge haben können. Anders als die Ab schnitte 10 überlappen die Abschnitte 14 aber einander. Beispielsweise fällt der Anfang des Abschnitts 14b mit dem Mittelpunkt des ersten Abschnitts 14a zusammen bzw. stimmt mit ihm überein, und das Ende des Abschnitts 14b fällt mit dem Mittelpunkt des dritten Abschnitts 14c zusammen. Somit überlappt die erste Hälfte von jedem EKG-Abschnitt 14 mit der letzten Hälfte des jeweils vorangehenden Abschnitts, und die letzte Hälfte von jedem EKG-Abschnitt 14 überlappt mit der ersten Hälfte des jeweils folgenden Abschnitts. Dies wird als 50%-Überlapp bezeichnet, und bei anderen Aus führungsbeispielen kann der Überlapp größer oder kleiner als 50% sein. Deshalb ermöglicht es eine Überlapp-Fenster- Analyse, daß eine AED-Schaltung (in Fig. 3 nicht gezeigt) überlappende Abschnitte eines EKG oder eines anderen Herz signals analysiert. Weil der AED herkömmliche Algorithmen verwenden kann, um jeden der überlappenden EKG-Abschnitte zu analysieren, wird eine detaillierte Diskussion dieser Algorithmen weggelassen.

Durch Analysieren überlappender Abschnitte eines EKG eines Patienten kann ein AED eine Schock/Kein-Schock-Entscheidung oft schneller treffen, als er es durch Analysieren benach barter EKG-Abschnitte kann. Insbesondere kann der AED, weil die EKG-Abschnitte 14 einander überlappen, innerhalb einer gegebenen Zeitdauer mehr Abschnitte 14 des EKG als benach barte Abschnitte 10 (Fig. 1) analysieren. Zum Beispiel kann der AED zehn überlappende Abschnitte 14 in 11 Sekunden ana lysieren, verglichen mit dem Analysieren von zehn benach barten Abschnitten in 20 Sekunden. Somit halbiert ein 50%- Überlappen die Analysezeit fast.

Überdies ist ein Analysieren überlappender Abschnitte eines EKG eines Patienten oft genauer als ein Analysieren benach barter Abschnitte des EKG. Wie es oben in Zusammenhang mit den Fig. 1 und 2 diskutiert wurde, enthält ein EKG- Abschnitt, wenn er zu klein ist, oft zu wenig Informatio nen, um eine genaue Anzeige des Herzzustands des Patienten zu ergeben. Deshalb ist ein Analysieren einer Anzahl von längeren, überlappenden EKG-Abschnitten eines EKG- Ausschnitts oft genauer als ein Analysieren einer ähnlichen Anzahl von kürzeren, benachbarten EKG-Abschnitten des glei chen Ausschnitts. Beispielsweise ist ein Analysieren eines 11-Sekunden-EKG-Ausschnitts mit zehn überlappenden 2- Sekunden-Abschnitten 14 oft genauer als ein Analysieren des EKG-Ausschnitts mit 11 benachbarten 1-Sekunden-EKG- Abschnitten. Weil ein Abschnitt 14 zweimal so lange wie ein 1-Sekunden-Abschnitt ist, enthält er näherungsweise doppelt so viele Informationen wie der 1-Sekunden-Abschnitt. Des halb liefern die längeren Abschnitte 14 jeweils ein "größe res Bild" des EKG des Patienten als es kürzere benachbarte Abschnitte tun und tendieren somit dazu, eine genauere An zeige des Herzzustandes des Patienten zu ergeben.

Außerdem kann ein AED durch ein Analysieren überlappender Abschnitte eines EKG eines Patienten Änderungen im Herzzu stand eines Patienten oft schneller erfassen als durch Ana lysieren benachbarter Abschnitte. Es sei beispielsweise an genommen, daß ein AED programmiert ist, um EKG-Abschnitte zu analysieren, bis eine Mehrheit von fünf aufeinanderfol genden Abschnitten konsistente Analyseergebnisse ergibt, bevor er eine Schock/Kein-Schock-Entscheidung treffen kann. Weil das EKG, wie es in Fig. 1 zu sehen ist, bis zum Anfang des Abschnitts 10b keine VF anzeigt, muß ein AED, der be nachbarte Fenster verwendet, mindestens vier EKG-Abschnitte 10a bis 10d analysieren und erfordert somit mindestens acht Sekunden, um zu bestimmen, daß sich der Patient in einem Zustand der VF befindet. Wie in Fig. 3 zu sehen ist, kann umgekehrt ein AED, der die dargestellte Überlapp-Fenster- Technik verwendet, in der Lage sein, eine VF in nur sechs Sekunden zu diagnostizieren. Weil das EKG bis zur Mitte des Abschnitts 14b keine VF anzeigt, analysiert ein AED, der die dargestellte Überlapp-Fenster-Technik verwendet, min destens fünf EKG-Abschnitte 14a bis 14e. Weil aber die Ab schnitte 14 einander um 50% überlappen, nehmen die fünf EKG-Abschnitte 14 eine kürzere Zeitdauer (sechs Sekunden) in Anspruch als vier der benachbarten EKG-Abschnitte 10 (acht Sekunden) aus Fig. 1. Natürlich kann ein Vergrößern des Überlapps oder ein Verringern der Länge der Abschnitte 14 die minimale Analysezeit weiter reduzieren.

Fig. 4 stellt eine Überlapp-Fenster-Analyse des EKG aus Fig. 2 gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung dar. Wie bei den EKG-Abschnitten 12 aus Fig. 2 sind die EKG- Abschnitte 16a bis 16f jeweils 1,5 Sekunden lang, obwohl die Abschnitte 16 bei anderen Ausführungsbeispielen länger oder kürzer sein können. Aber anders als die Abschnitte 12 überlappen die Abschnitte 16 einander um 50%, obwohl die Abschnitte 16 bei anderen Ausführungsbeispielen einander um mehr oder weniger als 50% überlappen können. Deshalb ist der Anfang eines Abschnitts 16 innerhalb des vorausgehenden Abschnitts und das Ende des Abschnitts 16 innerhalb des folgenden Abschnitts. Beispielsweise fällt der Anfang des zweiten Abschnitts 16b bei der Zeit W_B mit dem Mittelpunkt des ersten Abschnitts 16a zusammen, und das Ende des Ab schnitts 16b bei einer Zeit W_D fällt mit dem Mittelpunkt des dritten Abschnitts 16c zusammen. Wenn ein wichtiger Teil des EKG die Grenze eines Abschnitts 16 schneidet, ist dieser EKG-Teil somit meistens ganz innerhalb eines anderen Abschnitts 16. Deshalb kann ein AED EKG-Abschnitte 16 ana lysieren, die wichtige Teile des EKG ganz enthalten. Wenn beispielsweise die QRS-Komplexe des EKG die Grenzen der Ab schnitte 16a, 16c und 16e bei den jeweiligen Zeiten W_A, W_C und W_E schneiden, dann schneiden die gleichen QRS-Komplexe auch die Mittelpunkte der alternierenden Abschnitte 16b, 16d und 16f. Durch ein Analysieren der alternierenden Ab schnitte 16b, 16d, 16f usw. kann der AED deshalb ganze QRS- Komplexe analysieren und somit Bradykardie korrekt diagno stizieren und eine Kein-Schock-Entscheidung treffen.

Fig. 5 ist ein Blockdiagramm einer Speicherschaltung 20, die überlappende Abschnitte eines EKG gemäß einem Ausfüh rungsbeispiel der Erfindung speichern kann. Die Speicher schaltung 20 umfaßt drei Speicher 22a, 22b und 22c, die in nerhalb eines gemeinsamen Speicherarrays oder innerhalb je weiliger Speicherarrays angeordnet sein können. Jeder der Speicher 22a, 22b und 22c speichert in Ansprache auf ein gemeinsames Signal CLOCK und jeweilige Speicheraktiviersig nale CE1, CE2 und CE3 Daten, die einen jeweiligen überlap penden EKG-Abschnitt darstellen. Wie es in Fig. 4 zu sehen ist und unten diskutiert wird, speichern beispielsweise bei verschiedenen Punkten während der EKG-Analyse der Speicher 22a Daten, die den EKG-Abschnitt 16a darstellen, der Spei cher 22b Daten, die den Abschnitt 16b darstellen und der Speicher 22c Daten, die den Abschnitt 16c darstellen. Bei einem Ausführungsbeispiel sind die gespeicherten Daten her kömmliche analoge oder digitale Abtastwerte - typischerwei se Spannungsabtastwerte - des EKG. Sobald die Daten, die einen EKG-Abschnitt darstellen, in einem Speicher 22 ge speichert sind, kann der AED (in Fig. 5 nicht gezeigt) den überlappenden EKG-Abschnitt analysieren, der innerhalb die ses Speichers 22 gespeichert ist. Wie es unten diskutiert wird, beginnt der Speicher 22, sobald der AED die gespei cherten Daten analysiert, einen weiteren EKG-Abschnitt zu speichern. Deshalb können bei einem 50%-Überlapp die drei Speicher 22a, 22b und 22c sequentiell Daten für alle über lappende EKG-Abschnitte speichern, ungeachtet dessen, wie viele Abschnitte der AED analysiert. Für andere Beträge ei nes Überlapps kann aber mehr oder weniger Speicher 22 benö tigt werden.

Mit Bezug auf die Fig. 4 bis 6 wird der Betrieb der Spei cherschaltung 20 gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfin dung diskutiert. Fig. 6 ist ein Zeitablaufdiagramm der Sig nale CE1, CE2 und CE3 aus Fig. 5, wobei die Zeiten W_A bis W_E jeweils den gleichen Zeiten W_A bis W_E in Fig. 4 entspre chen, und wobei CE1, CE2 und CE3 eine aktive logische 1 und eine inaktive logische 0 sind.

Vor der Zeit W_A sind CE1, CE2 und CE3 eine inaktive logi sche 0, so daß die Speicher 22a bis 22c außerstande gesetzt sind, Abtastwerte des EKG zu speichern.

Als nächstes speichert der Speicher 22a zwischen den Zeiten W_A und W_B Daten, welche die erste Hälfte des EKG-Abschnitts 16a darstellen. Insbesondere erzeugt eine Abtastschaltung (in den Fig. 4 bis 6 nicht gezeigt) einen Strom von EKG- Abtastwerten, die mit den Speichern 22a bis 22c gekoppelt sind. Bei der Zeit W_A geht CE1 in eine aktive logische 1 über und aktiviert somit den Speicher 22a, um zu beginnen, die EKG-Abtastwerte zu speichern, welche den EKG-Abschnitt 16a darstellen. Bei der Zeit W_B hat der Speicher deshalb Abtastwerte gespeichert, welche die erste Hälfte des Ab schnitts 16a darstellen. Um dies deutlich darzustellen, zeigt Fig. 5, daß zwischen den Zeiten W_A und W_B die Hälfte des Speichers 22a gefüllt wird, womit angezeigt wird, daß der Speicher 22a gerade genug Kapazität aufweist, um die EKG-Abtastwerte zu speichern, welche den Abschnitt 16a dar stellen. Bei anderen Ausführungsbeispielen können die Spei cher 22a bis 22c jedoch größere Kapazitäten aufweisen.

Zwischen den Zeiten W_B und W_C speichert der Speicher 22a dann Daten, welche die zweite Hälfte des EKG-Abschnitts 16a darstellen, und der Speicher 22b speichert Daten, welche die erste Hälfte des EKG-Abschnitts 16b darstellen. Insbe sondere geht bei einer Zeit W_B das Signal CE2 in eine akti ve logische 1 über und aktiviert somit den Speicher 22b, um zu beginnen die EKG-Abtastwerte zu speichern, welche den zweiten EKG-Abschnitt 16b darstellen. Überdies beginnt der Speicher 22a die gleichen Abtastwerte zu speichern, die auch die zweite Hälfte des EKG-Abschnitts 16a darstellen. Durch ein Speichern des gleichen Abschnitts des EKG - des überlappenden Teils zwischen den Seiten W_B und W_C - in zwei Speichern 22a und 22b, speichert die Speicherschaltung 20 überlappende EKG-Abschnitte 16a und 16b.

Als nächstes, zwischen den Zeiten W_C und W_D analysiert der AED die in dem Speicher 22a gespeicherten Daten, der Spei cher 22b speichert Daten, welche die zweite Hälfte des EKG- Abschnitts 16b darstellen, und der Speicher 22c speichert Daten, welche die erste Hälfte des EKG-Abschnitts 16c dar stellen. Insbesondere geht bei einer Zeit W_C CE3 in eine aktive logische 1 über und CE1 geht in eine inaktive logi sche 0 über. Ferner enthält der Speicher 22a EKG- Abtastwerte, welche den gesamten EKG-Abschnitt 16a darstel len, und der Speicher 22b enthält EKG-Abtastwerte, welche die erste Hälfte des EKG-Abschnitts 16b darstellen. Zwi schen W_C und W_D analysiert der AED die Daten in dem Spei cher 22a und analysiert somit den ersten EKG-Abschnitt 16a, während der Speicher 22b die zweite Hälfte des EKG- Abschnitts 16b speichert und der Speicher 22c die erste Hälfte des EKG-Abschnitts 16c speichert. Während der AED Daten in einem Speicher 22 analysiert, setzen deshalb die anderen beiden Speicher 22 fort, EKG-Abtastwerte zu spei chern.

Als nächstes, zwischen den Zeiten W_D und W_E analysiert der AED die in dem Speicher 22b gespeicherten Daten, der Spei cher 22a speichert Daten, welche die erste Hälfte des EKG- Abschnitts 16d darstellen, und der Speicher 22c speichert Daten, welche die zweite Hälfte des EKG-Abschnitts 16c dar stellen. Insbesondere geht bei der Zeit W_D CE1 in eine ak tive logische 1 über und CE2 geht in eine inaktive logische 0 über. Ferner enthält der Speicher 22b EKG-Abtastwerte, welche den gesamten EKG-Abschnitt 16b darstellen, und der Speicher 22c enthält EKG-Abtastwerte, welche die erste Hälfte des EKG-Abschnitts 16c darstellen. Zwischen W_D und W_E analysiert der AED die Daten in dem Speicher 22b und analysiert somit den zweiten EKG-Abschnitt 16b, während der Speicher 22c die zweite Hälfte des EKG-Abschnitts 16c spei chert und der Speicher 22a die erste Hälfte des Abschnitts 16d speichert.

Dieser Zyklus des Speicherns und Analysierens von Daten wird fortgesetzt, bis der AED die erwünschte Anzahl von überlappenden EKG-Abschnitten 16 analysiert.

Bezug nehmend auf Fig. 5 werden andere Ausführungsbeispiele der Speicherschaltung 20 diskutiert. Obwohl beschrieben wurde, daß der Speicher 20 zum Speichern von EKG- Abschnitten EKG-Abschnitte mit einem 50%-Überlapp spei chert, kann er beispielsweise modifiziert werden, um einen kleineren oder größeren Überlapp aufzuweisen. Obwohl be schrieben wurde, daß die Speicher 22a bis 22c für den über lappenden Teil von zwei EKG-Abschnitten die gleichen EKG- Abtastwerte speichern, können sie verschiedene Abtastwerte des gleichen überlappenden Teils speichern. Wie es oben diskutiert ist, speichern beispielsweise zwischen den Zei ten W_B und W_C die Speicher 22a und 22b die gleichen EKG- Abtastwerte für die zweite Hälfte des EKG-Abschnitts 16a bzw. die erste Hälfte des EKG-Abschnitts 16b.

Außerdem können, wie es unten in Zusammenhang mit Fig. 7 diskutiert wird, andere Schaltungen verwendet oder entwor fen werden, wie z. B. ein lineares Register, um überlappen de Teile eines EKG eines Patienten zu speichern.

Fig. 7 ist ein Blockdiagramm einer linearen Speicherschal tung 24, die überlappende Abschnitte eines EKG gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der Erfindung speichern kann. Insbesondere ist die Speicherschaltung 24 effizienter als die Speicherschaltung 20 aus Fig. 5, weil sie die gleiche Anzahl von benachbarten EKG-Abschnitten wie die Speicher schaltung 20 mit weniger Speicherorten speichern kann.

Die Speicherschaltung 24 umfaßt eine Anzahl von Speicheror ten 26, von denen jeder einen Abtastwert des EKG des Pati enten speichert. Wenn beispielsweise angenommen wird, daß jedes Fenster 16 (Fig. 4) sechzehn Abtastwerte lang ist, speichert die Schaltung 24 anfänglich den EKG-Abschnitt 16a an den Orten 26a bis 26p, den Abschnitt 16b an den Orten 26i bis 26x und den Abschnitt 16c an den Orten 26q bis 26ff. Deshalb erfordert die Speicherschaltung 20 (Fig. 5) bei diesem Beispiel 48 Speicherorte, um die drei Fenster 16 zu speichern, aber die Speicherschaltung 24 erfordert nur 32 Speicherorte 26, um die drei Fenster 16 zu speichern.

Es wird Bezug auf die Fig. 4 und 7 genommen. Im Betrieb speichert die Speicherschaltung 24 zwischen den Zeiten W_A und W_E sequentiell die EKG-Abtastwerte für die EKG- Abschnitte 16a bis 16c beginnend bei dem Ort 26a und endend bei dem Ort 26ff. Sobald ein gesamter Abschnitt 16 gespei chert ist, analysiert der AED ihn, während die Schaltung 24 das Speichern der verbleibenden Abtastwerte des nächsten Abschnittes 16 fertigstellt. Ähnlich speichert die Schal tung 24 zwischen den Zeiten W_E und W_I (W_H und W_I sind bei Fig. 4 zugunsten einer klaren Darstellung weggelassen) EKG- Abtastwerte für die nächsten drei Fenster 16d bis 16f, in dem sie sequentiell die Orte 26a bis 26ff überschreibt. Die Schaltung 24 wiederholt diesen Prozeß, bis der AED die er wünschte Anzahl von EKG-Abschnitten 16 speichert und analy siert.

Es wird weiterhin auf Fig. 7 Bezug genommen. Obwohl be schrieben ist, daß die Speicherschaltung 24 groß genug ist, um drei überlappende EKG-Abschnitte 16 zu speichern, kann die Schaltung 24 bei anderen Ausführungsbeispielen in der Lage sein, mehr oder weniger Abschnitte 16 zu speichern.

Fig. 8 ist ein Blockdiagramm einer AED-Schaltung 30, welche überlappende Abschnitte eines EKG (in Fig. 8 nicht gezeigt) eines Patienten gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfin dung analysiert. Bei dem beschriebenen Ausführungsbeispiel umfaßt die Schaltung 30 die Speicherschaltung 20 aus Fig. 5, obwohl bei anderen Ausführungsbeispielen die Schaltung 30 unter Verwendung der Speicherschaltung 24 aus Fig. 7 oder einer anderen EKG-Speicherschaltung überlappende EKG- Abschnitte analysieren kann.

Wie in Fig. 8 zu sehen ist, sind herkömmliche Defibrilla tor-Anschlußflächen bzw. -Pads 32a und 32b über einen her kömmlichen Verbinder 34 mit der Schaltung 30 verbunden und betreibbar, um ein EKG eines Patienten zu erfassen und ei nen elektrischen Schock an den Patienten anzulegen. Eine Schockzuführungs- und EKG-Eingangs- bzw. -Front-End- Schaltung 36 tastet während eines Analysebetriebsmodus das EKG des Patienten ab und liefert während eines Schockzufüh rungsbetriebsmodus über den Verbinder 34 und die Anschluß flächen 32a und 32b einen Schock an den Patienten. Ein Gat terarray bzw. Gate-Array 38 empfängt die EKG-Abtastwerte von der Schaltung 36 und liefert sie an eine Prozessorein heit (PU; PU = proccesor unit) 40, welche die Abtastwerte in der Speicherschaltung 20 speichert und die überlappenden EKG-Abschnitte analysiert, die die gespeicherten Abtastwer te, wie es oben in Zusammenhang mit den Fig. 4 bis 6 disku tiert ist, darstellen. Obwohl gezeigt ist, daß die Spei cherschaltung 20 direkt mit der Prozessoreinheit 40 gekop pelt ist, kann die Schaltung 20 tatsächlich Teil der Pro zessoreinheit 40 sein oder über andere Schaltungen, wie z. B. das Gatterarray 38, mit der Prozessoreinheit 40 gekop pelt sein. Wenn die Analyse der überlappenden EKG- Abschnitte anzeigt, daß der Patient unter einem durch Schock behandelbaren Herzzustand leidet, dann weist die Prozessoreinheit 40 über das Gatterarray 38 die Schaltung 36 an, eine Zuführung eines Schocks zu ermöglichen, wenn eine Bedienungsperson (in Fig. 8 nicht gezeigt) einen Schockknopf 42 drückt. Wenn umgekehrt die Analyse der über lappenden EKG-Abschnitte anzeigt, daß der Patient nicht un ter einem durch einen Schock behandelbaren Herzzustand lei det, dann versetzt die Prozessoreinheit 40 die Schockzufüh rungsschaltung 36 außerstande, dem Patienten einen Schock zuzuführen.

Wie weiterhin in Fig. 8 zu sehen ist, umfaßt die Schaltung 30 eine Leistungsverwaltungsschaltung 46 zum Verteilen von Leistung aus einer Batterie 44 an die Teilschaltungen der Schaltung 30. Ein An/Ausschalter 48 schaltet die Schaltung 30 an und aus, eine Statusschaltung 50 zeigt den Status der Schaltung 30 an und ein Gatterarray verbindet schnittstel lenmäßig die Leistungsverwaltungsschaltung 46, die An-/Ausschaltung 48 und die Statusschaltung 50 mit der Schaltung 36, der Prozessoreinheit 40 und dem Gatterarray 38. Eine Anzeige 54 zeigt Informationen für eine Bedie nungsperson (in Fig. 7 nicht gezeigt) an, ein Lautsprecher 56 liefert akustische bzw. Audioanweisungen an die Bedie nungsperson und ein Mikrophon 58 zeichnet die Stimme der Bedienungsperson und andere hörbare Geräusche auf. Eine Da tenkarte 60 ist über ein Tor bzw. einen Anschluß 62 mit dem Gatterarray 38 verbunden. Die Karte 60 speichert die Stimme der Bedienungsperson und andere hörbare Geräusche zusammen mit dem EKG des Patienten und eine Aufzeichnung von AED- Ereignissen für eine spätere Untersuchung bzw. ein späteres Studium. Eine Statusmeßschaltung 64 liefert den Status von Teilschaltungen der Schaltung 30 an die Prozessoreinheit 40 und LEDs (LED = light emitting diode = Leuchtdiode) 66 lie fert Informationen an die Bedienungsperson, wie z. B. ob die Prozessoreinheit 40 die Schaltung 36 aktiviert hat, um dem Patienten einen Schock zuzuführen. Ein Kontrastknopf 68 ermöglicht es, daß die Bedienungsperson den Kontrast des Anzeigeschirms 54 steuert, und ein Speicher, wie z. B. ein Nur-Lese-Speicher (ROM; ROM = read only memory) 70 spei chert Programmierungsinformationen für die Prozessoreinheit 40 und die Gatterarrays 38 und 52.

Die AED-Schaltung 30 und andere AED-Schaltungen werden fer ner an den folgenden Stellen diskutiert, die hierin durch Bezugnahme aufgenommen werden: U.S.-Patent Nr. 5,836,993; U.S.-Patente Nr. 5,735,879, ELECTROTHERAPY METHOD AND APPARATUS, eingereicht am 6. August 1993, 5,607,454, ELECTROTHERAPY METHOD AND APPARATUS, eingereicht am 14. Ap ril 1994, und 5,879,374, DEFIBRILLATOR WITH SELF-TEST FEATURES, eingereicht am 10. Mai 1994.

Fig. 9 ist eine perspektivische Ansicht eines tragbaren AED 80, der die Schaltung 30 aus Fig. 8 gemäß einem Ausfüh rungsbeispiel der Erfindung beinhaltet. Der Deutlichkeit halber sind gemeinsame Elemente in den Fig. 8 und 9 mit den gleichen Bezugszeichen versehen.

Während eines Notfalls, bei dem bestimmt wird, daß ein Pa tient (in Fig. 9 nicht gezeigt) einen Schock benötigen kann, holt eine Bedienungsperson (deren Hände in Fig. 9 ge zeigt sind) den AED 80 hervor und installiert die Batterie 44, wenn sie nicht bereits installiert ist. Als nächstes entfernt die Bedienungsperson die Anschlußflächen 32a und 32b aus einer schützenden Packung (in Fig. 9 nicht gezeigt) und führt einen Anschlußflächenverbinder 82 in den Verbin der 32 ein. Dann dreht die Bedienungsperson den An-/Ausschalter 48, der in diesem Ausführungsbeispiel ein Schlüsselschalter ist, auf die "An"-Position, um den AED 80 zu aktivieren. Den auf der Anzeige 54 angezeigten oder über den Lautsprecher 56 "gesprochenen" Anweisungen folgend ord net die Bedienungsperson die Anschlußflächen 32a und 32b an dem Patienten an den auf Bildern an den Anschlußflächen und auf dem AED 80 gezeigten jeweiligen Positionen an. Nachdem die Bedienungsperson die Anschlußflächen 32a und 32b an dem Patienten angeordnet hat, analysiert die Prozessoreinheit 40 (Fig. 8) das EKG des Patienten, um zu bestimmen, ob der Patient unter einem durch einen Schock behandelbaren Herz zustand leidet. Wenn die Prozessoreinheit 40 bestimmt, daß der Patient unter einem durch einen Schock behandelbaren Herzzustand leidet, dann weist die Anzeige 54 oder der Lautsprecher 56 die Bedienungsperson an, den Schockknopf 42 zu drücken, um dem Patienten einen Schock zuzuführen. Wenn umgekehrt die Prozessoreinheit 40 bestimmt, daß der Patient nicht unter einem durch einen Schock behandelbaren Herzzu stand leidet, informiert die Anzeige 54 oder der Lautspre cher 56 die Bedienungsperson, um eine geeignete Nicht- Schock-Behandlung für den Patienten zu suchen. Überdies schaltet die Prozessoreinheit 40 die Schockzuführungsschal tung 36 aus, so daß, selbst wenn die Bedienungsperson den Schockknopf 42 drückt, die Schaltung des AED 80 dem Patien ten keinen Schock zuführt.

Wie es oben in Zusammenhang mit Fig. 8 diskutiert ist, kann das Mikrophon 58 die Stimme der Bedienungsperson und ande rer Retter aufzeichnen, und die Datenkarte 60 kann diese Stimmen und das EKG des Patienten für ein späteres Studium bzw. eine spätere Untersuchung speichern. Dieses Studium kann dem Zweck dienen, andere in Rettungstechniken zu in struieren, die Leistung der Bedienungsperson oder anderer Retter auszuwerten oder den AED 80 zu verbessern.

Claims

1. Schaltung (30) mit folgenden Merkmalen:
einem Sensor (32a, 32b), der betreibbar ist, um ein elektrisches Signal zu erfassen, das einen Patienten parameter darstellt; und
einem Prozessor (40), der mit dem Sensor (32a, 32b) gekoppelt ist und betreibbar ist, um durch ein Analy sieren eines ersten (14a; 16a) und eines zweiten über lappenden Abschnitts (14b; 16b) des erfassten elektri schen Signals einen Zustand des Patienten zu bestim men.

2. Schaltung (30) gemäß Anspruch 1, die ferner einen Speicher (20; 24) aufweist, der mit dem Sensor (36) und dem Prozessor (40) gekoppelt ist und betreibbar ist, um den ersten (14a; 16a) und den zweiten überlap penden Abschnitt (14b; 16b) des erfassten elektrischen Signals zu speichern.

3. Schaltung (30) gemäß Anspruch 1 oder 2, bei dem der erste Abschnitt (14a; 16a) des erfassten elektrischen Signals teilweise mit dem zweiten Abschnitt (14b; 16b) des erfassten elektrischen Signals überlappt.

4. Schaltung (30) gemäß Anspruch 1, die ferner folgende Merkmale aufweist:
einen ersten Speicher (22a), der mit dem Sensor (32a, 32b) und dem Prozessor (40) gekoppelt ist und betreib bar ist, um den ersten Abschnitt (14a; 16a) des er fassten elektrischen Signals zu speichern; und
einen zweiten Speicher (22b), der mit dem Sensor (32a, 32b) und dem Prozessor (40) gekoppelt ist und betreib bar ist, um den zweiten Abschnitt (14b; 16b) des er fassten elektrischen Signals zu speichern.

5. Schaltung (30) gemäß einem der Ansprüche 1 bis 4, die ferner folgendes Merkmal aufweist:
eine Abtasteinrichtung (36), die mit dem Sensor (32a, 32b) gekoppelt ist und betreibbar ist, um Abtastwerte des erfassten elektrischen Signals zu erzeugen,
wobei der Prozessor (40) betreibbar ist, um den Zu stand des Patienten durch ein Analysieren der Abtast werte zu bestimmen, die jeweils dem ersten (14a; 16a) und dem zweiten überlappenden Abschnitt (14b; 16b) des erfassten elektrischen Signals entsprechen.

6. Schaltung (30) gemäß einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem der Parameter aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus der Herzaktivität und der Gehirnwellenaktivität besteht.

7. Schaltung (30) gemäß Anspruch 1, die ferner einen li nearen Speicher (24) aufweist, der mit dem Sensor (32a, 32b) und dem Prozessor (40) gekoppelt ist und betreibbar ist, um den ersten (16a) und den zweiten überlappenden Abschnitt (16b) des abgetasteten elek trischen Signals zu speichern.

8. Schaltung (30) mit folgenden Merkmalen:
einem Sensor (32a, 32b), der betreibbar ist, um ein elektrisches Signal zu erfassen, das einen Patienten parameter darstellt; und
einem Prozessor (40), der mit dem Sensor (32a, 32b) gekoppelt ist und betreibbar ist, um mehrere überlappende Abschnitte (14; 16) des er fassten elektrischen Signals zu analysieren, um jeweilige Analyseergebnisse zu erzeugen; und
aus einem der Analyseergebnisse, das mit größerer Wahrscheinlichkeit genau ist als ein anderes von den Analyseergebnissen, einen Zustand des Patien ten zu bestimmen.

9. Schaltung (30) gemäß Anspruch 8, die ferner einen Speicher (20; 24) aufweist, der mit dem Sensor (32a, 32b) und dem Prozessor (40) gekoppelt ist und betreib bar ist, um die mehreren überlappenden Abschnitte (14; 16) des erfassten elektrischen Signals zu speichern.

10. Schaltung (30) gemäß Anspruch 8, bei welcher der Pro zessor (40) betreibbar ist, um aus einer Mehrzahl von Analyseergebnissen, bei denen es wahrscheinlicher ist, daß sie genau sind, als bei den anderen Analyseergeb nissen, einen Zustand des Herzens des Patienten zu bestimmen.

11. Schaltung gemäß Anspruch 8, bei der der Prozessor betreibbar ist, um einen Zustand des Herzens des Pati enten zu bestimmen durch:
ein Vergleichen der Analyseergebnisse miteinander; und
ein Auswählen von einem der Analyseergebnisse, das zu einem vorbestimmten Prozentsatz der Analyseergebnisse ähnlich ist, als das eine von den Analyseergebnissen, aus dem der Prozessor den Zustand des Herzens des Pa tienten bestimmt.

12. Schaltung (30) gemäß Anspruch 8, bei der der Prozessor betreibbar ist, um einen Zustand des Herzens des Pati enten ohne eine Betrachtung der anderen von den Analy seergebnissen zu bestimmen.

13. Defibrillator (80) mit folgenden Merkmalen:
einer Anschlußfläche (32a, 32b), die betreibbar ist, um einen Patienten zu kontaktieren, um ein elektri sches Signal zu erfassen, welches eine Herzaktivität des Patienten darstellt, und um dem Patienten einen Schock einzukoppeln;
einer Front-End-Schaltung (36), die betreibbar ist, um mit der Anschlußfläche (32a, 32b) gekoppelt zu sein, und um Abtastwerte von dem erfaßten elektrischen Sig nal zu erzeugen;
einer Schockzuführungsschaltung (36), die mit der An schlußfläche (32a, 32b) gekoppelt ist; und
einem Prozessor (40), der mit der Front-End-Schaltung und mit der Schockzuführungsschaltung gekoppelt ist und betreibbar ist, um
durch ein Analysieren einer ersten und einer zweiten Gruppe der Abtastwerte zu bestimmen, ob der Patient unter einem durch einen Schock behan delbaren Herzzustand leidet, wobei die erste und die zweite Gruppe jeweils einem überlappenden ersten und zweiten Teil der erfaßten elektrischen Signale entspricht, und
die Schockzuführungsschaltung zu aktivieren, um dem Patienten über die Anschlußfläche (32a, 32b) einen Schock zuzuführen, wenn der Prozessor (40) bestimmt, daß der Patient unter einem durch einen Schock behandelbaren Herzzustand leidet.

14. Defibrillator (80) gemäß Anspruch 13, der ferner einen linearen Speicher (24) aufweist, welcher mit der Front-End-Schaltung (36) und dem Prozessor (40) gekop pelt ist und betreibbar ist, um die erste und die zweite Gruppe der Abtastwerte zu speichern.

15. Defibrillator (80) gemäß Anspruch 13 oder 14, bei dem die Front-End-Schaltung (36) betreibbar ist, um digi tale Abtastwerte des erfaßten elektrischen Signals zu erzeugen.

16. Defibrillator (80) gemäß einem der Ansprüche 13 bis 15, bei dem:
das erfaßte elektrische Signal einen Überlappbereich umfaßt, der sowohl dem ersten als auch dem zweiten Ab schnitt des erfaßten elektrischen Signals gemeinsam ist; und
die Abtastwerte in der ersten Gruppe, die dem Über lappbereich entsprechen, zu den Abtastwerten in der zweiten Gruppe, die dem Überlappbereich entsprechen, identisch sind.

17. Defibrillator (80) gemäß Anspruch 13, der ferner das folgende Merkmal aufweist:
einen ersten (22a) und einen zweiten Speicher (22b), die mit der Front-End-Schaltung (36) und dem Prozessor (40) gekoppelt sind und betreibbar sind, um jeweils die erste und die zweite Gruppe der Abtastwerte zu speichern,
wobei die Front-End-Schaltung (36) betreibbar ist, um nach einem Laden einer vorbestimmten Anzahl von Ab tastwerten von der ersten Gruppe in den ersten Spei cher (22a) ein Laden des zweiten Speichers (22b) zu beginnen.

18. Defibrillator (80) gemäß einem der Ansprüche 13 bis 17, bei dem der Prozessor (40) betreibbar ist, um:
zu bestimmen, welche von der ersten und der zweiten Gruppe der Abtastwerte die genauere Analyse des erfaß ten elektrischen Signals ergibt; und
basierend auf der einen von der ersten und der zweiten Gruppe von Abtastwerten, die die genauere Analyse er gibt, zu bestimmen, ob der Patient unter einem durch einen Schock behandelbaren Herzzustand leidet.

19. Verfahren mit folgenden Schritten:
Erfassen eines ersten Teils eines elektrischen Signals während einer ersten Zeitdauer (14a; 16a), wobei das elektrische Signal einen Patientenparameter darstellt;
Erfassen eines zweiten Teils des elektrischen Signals während einer zweiten Zeitdauer (14b; 16b), die mit der ersten Zeitdauer (14a; 14b) überlappt; und
Analysieren des erfaßten ersten und des erfaßten zwei ten Abschnitts des elektrischen Signals, um einen Zu stand des Patienten zu bestimmen.

20. Verfahren gemäß Anspruch 19, bei dem die zweite Zeit dauer (14b; 16b) teilweise mit der ersten Zeitdauer (14a; 14a) überlappt.

21. Verfahren gemäß Anspruch 19 oder 20, bei dem die zwei te Zeitdauer (14b; 16b) die gleiche Länge aufweist wie die erste Zeitdauer (14a; 16a).

22. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 19 bis 21, das ferner den folgenden Schritt aufweist:
Abtasten des erfaßten ersten und des erfaßten zweiten Teils des elektrischen Signals,
wobei der Schritt des Analysierens einen Schritt des Analysierens von Abtastwerten, die jeweils dem ersten und dem zweiten Teil des elektrischen Signals entspre chen, um einen Zustand des Patienten zu bestimmen, aufweist.

23. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 19 bis 22, bei dem der Patientenparameter aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus einer Herzaktivität und einer Gehirnwellenak tivität besteht.

24. Verfahren mit folgenden Schritten:
Erfassen eines ersten und eines zweiten Teils eines elektrischen Signals während einer Erfassungszeitdau er, wobei das elektrische Signal einen Patientenpara meter darstellt, wobei der erste und der zweite Teil des elektrischen Signals jeweils einer ersten (14a; 16a) und einer zweiten Zeitdauer (14b; 16b) innerhalb der Erfassungszeitdauer entspricht, wobei die Summe der Längen der ersten (14a; 16a) und der zweiten Zeit dauer (14b; 16b) größer als die Länge der Erfassungs zeitdauer ist; und
Analysieren des erfassten ersten und des erfassten zweiten Teils des elektrischen Signals, um einen Zu stand des Patienten zu bestimmen.

25. Verfahren gemäß Anspruch 24, bei dem die Länge der Er fassungszeitdauer größer als die Länge der ersten Zeitdauer (14a; 16a) und größer als die Länge der zweiten Zeitdauer (14b; 16b) ist.

26. Verfahren mit folgenden Schritten:
Erfassen von Teilen eines elektrischen Signals während jeweils überlappender Zeitdauern (14a, 14b; 16a, 16b),
wobei das elektrische Signal einen Parameter des Pati entenherzens darstellt;
Analysieren der erfaßten Teile, um jeweilige Analyse ergebnisse zu erzeugen; und
Bestimmen eines Zustands des Patienten aus einem der Analyseergebnisse, das mit größerer Wahrscheinlichkeit genau ist als ein anderes von den Analyseergebnissen.

27. Verfahren gemäß Anspruch 26, bei dem der Schritt des Bestimmens einen Schritt des Bestimmens eines Zustands des Patienten aus einer Mehrzahl der Analyseergebnis se, die mit größerer Wahrscheinlichkeit genau sind als die anderen Analyseergebnisse, aufweist.

28. Verfahren gemäß Anspruch 26, bei dem der Schritt des Bestimmens folgende Schritte aufweist:
Vergleichen der Analyseergebnisse untereinander; und
Auswählen von einem der Analyseergebnisse, das mit ei ner Mehrheit der Analyseergebnisse ähnlich ist, als dasjenige der Analyseergebnisse, aus dem der Zustand des Patienten bestimmt wird.

29. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 26 bis 28, bei dem der Schritt des Bestimmens einen Schritt des Bestim mens des Zustands des Patienten durch Ignorieren der anderen Analyseergebnisse aufweist.

30. Verfahren mit folgenden Schritten:
Erfassen eines elektrischen Signals, das eine Herzak tivität eines Patienten darstellt;
Abtasten des erfaßten elektrischen Signals während ei ner ersten (14a; 16a) und einer zweiten überlappenden Zeitdauer (14b; 16b), um jeweils eine erste und eine zweite Gruppe von Abtastwerten zu erzeugen;
Analysieren der ersten und der zweiten Gruppe von Ab tastwerten, um zu bestimmen, ob der Patient unter ei nem durch einen Schock behandelbaren Herzzustand lei det; und
Zuführen eines Schocks zu dem Patienten, wenn der Schritt des Analysierens anzeigt, daß der Patient un ter einem durch einen Schock behandelbaren Herzzustand leidet.

31. Verfahren gemäß Anspruch 30, bei dem der Schritt des Abtastens einen Schritt des digitalen Abtastens auf weist.

32. Verfahren gemäß Anspruch 30 oder 31, bei dem:
die erste (14a; 16a) und die zweite Zeitdauer (14b; 16b) jeweils eine gemeinsame Überlappzeitdauer umfas sen; und
die Abtastwerte in der ersten Gruppe, die während der Überlappzeitdauer erzeugt werden, mit den Abtastwerten in der zweiten Gruppe, die während der Überlappzeit dauer erzeugt werden, identisch sind.

33. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 30 bis 32, das ferner folgende Schritte aufweist:
sequentielles Laden eines ersten Speichers (22a) mit der ersten Gruppe von Abtastwerten während der ersten Zeitdauer (14a; 16a); und
sequentielles Laden eines zweiten Speichers (22b) mit der zweiten Gruppe von Abtastwerten während der zwei ten Zeitdauer (14b; 16b).

34. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 30 bis 33, bei dem der Schritt des Analysierens folgende Schritte auf weist:
Bestimmen, welche von der ersten und der zweiten Grup pe von Abtastwerten die verläßlichste Anzeige ergibt, ob der Patient unter einem durch einen Schock behan delbaren Herzzustand leidet; und
Bestimmen, ob der Patient unter einem durch einen Schock behandelbaren Herzzustand leidet, basierend auf der einen von der ersten und der zweiten Gruppe von Abtastwerten, die die verläßlichste Anzeige ergibt.

35. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 30 bis 32, das ferner einen Schritt des sequentiellen Ladens eines linearen Speichers (24) mit der ersten Gruppe von Ab tastwerten während der ersten Zeitdauer (14a; 16a) und mit der zweiten Gruppe von Abtastwerten während der zweiten Zeitdauer (14b; 16b) aufweist.