DE19830316A1 - Verfahren und Vorrichtung zum Erfassen eines Kammerflimmerns - Google Patents

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf ein Verfahren und eine Vorrichtung, welche eine automatische Analyse von Signalverlaufsdarstellungen der Herzfunktion er­ geben. Insbesondere bezieht sich die vorliegende Erfindung auf ein Verfahren und eine Vorrichtung, die eine automati­ sche Analyse von Signalverlaufsdarstellungen der Herzfunkti­ on ergeben, die durch ein elektrokardiographisches Gerät erzeugt wird.

Das Elektrokardiogramm (EKG) ist eine graphische Aufzeich­ nung der elektrischen Potentiale, die von einer elektrischen Aktivität in dem Herz erzeugt werden. Die elektrische Im­ pulsbildung und -Leitung, die jeder Herzkontraktion zugeord­ net sind, erzeugen schwache elektrische Ströme, die sich durch den gesamten Körper ausbreiten. Durch Anlegen von Elektroden an verschiedenen Positionen auf dem Körper und durch Verbinden dieser Elektroden mit einer elektrokar­ diographischen Vorrichtung kann die Variation des Betrags des elektrischen Potentials aufgezeichnet werden.

Ein normales EKG besteht aus einer Serie von Wellen, die mit jedem Herzzyklus wiederholt werden. Diese Wellen werden per Konvention als P, QRS und T bezeichnet. Die Welle P stellt die Depolarisation und Kontraktion beider Vorhöfe dar. Der QRS-Komplex stellt die Depolarisation und Kontraktion der Herzkammern dar. Die Welle T stellt die Repolarisation der Herzkammern dar.

Eine Arrhythmie, d. h. ein unregelmäßiger Herzschlag, exi­ stiert, wenn die normale Herzleitung gestört oder unterbro­ chen ist. Arrhythmien können in vielen verschiedenen Formen auftreten und wurden historisch gemäß unterschiedlicher Cha­ rakteristika der Arrhythmien gruppiert. Arrhythmien können basierend auf der Rate als Bradyarrhythmien, d. h. die Herz­ rate ist zu langsam, und als Tachyarrhythmien, d. h. die Herzrate ist zu schnell, gruppiert werden. Arrhythmien kön­ nen basierend auf der Ursprungsstelle in dem Herzen als Vor­ hof-Arrhythmien, als Verbindungsarrhythmien und als Ventri­ kel-Arrhythmien gruppiert werden. Arrhythmien können schließlich basierend auf dem zugrundeliegenden pathophysio­ logischen Mechanismus der Arrhythmien als Leitungsabnor­ malitäten (durch einen Leitungsblock, einen Neueintritt oder eine Reflexion) und als Impulsbildungsabnormalitäten (durch eine geänderte automatische oder ausgelöste Aktivität be­ wirkt) gruppiert werden. Obwohl bestimmte Arrhythmien voll­ ständig asymptomatisch und gutartig sind (sie beeinträchti­ gen nicht die Zirkulation und sie stellen keine Warnung für die Entwicklung ernsthafterer Arrhythmien dar), können an­ dere symptomatisch und lebensbedrohend sein (aufgrund ihrer Beeinträchtigung der Fähigkeit des Herzens, genug Blut zu pumpen, um die Anforderungen des Körpers zu erfüllen), wel­ che schließlich eine bedeutsame Todesrate oder Krankheitsra­ te bewirken.

Das Kammerflimmern (VF; VF = Ventricular Fibrillation) ist eine tödliche Arrhythmie. Seine häufigste Ursache ist eine Koronararterienkrankheit, und dieselbe ist das üblichste Endereignis beim plötzlichen Herztod. Die VF tritt auf, wenn viele äußere Kammer-Foci eine vollständige Unterbrechung der normalen Reihenfolge der Kammererregung erzeugen, was in ei­ ner Zitterbewegung der Kammern resultiert. Das Oberflächen- EKG-Muster ist durch eine schnelle sich wiederholende Serie von chaotischen Wellen ohne identifizierbare QRS-Komplexe gekennzeichnet. Aufgrund des Mangels einer koordinierten elektrischen und mechanischen Aktivität wird das Herz eine ineffektive Pumpe und ein Kreislaufstillstand tritt inner­ halb von Sekunden auf. Der Patient wird innerhalb von Minu­ ten sterben, es sei denn, daß ein normaler Spontanrhythmus wiederhergestellt wird, üblicherweise durch elektrische De­ fibrillation. Daher ist eine schnelle und genaue Erkennung eines VF sehr wichtig, derart, daß geeignete Therapien so­ fort eingeleitet werden können.

Die vetrikuläre Tachykardie (VT; VT = Ventricular Tachycar­ dia) ist eine weitere Arrhythmie, die aus den Ventrikeln entsteht, und die eine Rate aufweist, die per Definition größer als 100 Schläge pro Minute ist. Es existieren mehrere verschiedene Formen der VT, einschließlich einer monomorphi­ schen (eine gleichmäßige QRS-Morphologie), einer polymorphi­ schen (einer sich konstant ändernden QRS-Morphologie), Tor­ sades-De-Points (eine polymorphe VT mit einer Verlängerung des QT-Intervalls) und eines ventrikulären Flatterns (eine sinusförmige Morphologie). Obwohl eine nicht anhaltende VT (eine VT mit kurzer Dauer und ohne hämodynamischen Kollaps) nicht unmittelbar lebensbedrohlich ist, kann eine VT mit sehr schneller Rate und/oder langer Dauer eine ernsthafte hämodynamische Verschlechterung bewirken, und dieselbe ist immer potentiell lebensbedrohlich. Klinische Daten haben gezeigt, daß die meisten Patienten mit plötzlichem Herztod eine VT als einleitendes Ereignis hatten, die sich in ein Kammerflimmern verwandelte. Daher ist es sehr wünschenswert, diese unmittelbaren Vorläufer der VF-Episoden zu erfassen, derart, daß geeignete Therapien eingeleitet werden können.

Aus diesem Grund werden mehrere Formen der VT, einschließ­ lich der monomorphischen VT mit hoher Rate, der polymorphi­ schen VT (einschließlich Torsades-De-Points) und des ventri­ kulären Flatterns üblicherweise in der gleichen lebensbe­ drohlichen Kategorie berücksichtigt wie das Kammerflimmern, wenn automatische Erfassungsverfahren zur VF-Erfassung ent­ wickelt werden. Obwohl diese Erfassungsverfahren üblicher­ weise als VF-Erfassungsverfahren bezeichnet werden, sind sie in der Tat entworfen, um sowohl das Kammerflimmern als auch mehrere Formen der potentiell lebensbedrohenden ventrikulä­ ren Tachykardie zu erfassen, wie es oben beschrieben wurde. Aus diesem Erfassungsverfahrensentwurfsgesichtspunkt ist dies in der Tat wünschenswert, da aufgrund der eigentümli­ chen QRS-Morphologien, die diesen VT-Signalverläufen zuge­ ordnet sind, die oft zwischen einer VT und dem VF liegen, es sehr schwierig ist, dieselben von wahren VF-Episoden zu un­ terscheiden.

In den vergangenen zwanzig Jahren wurde viel Arbeit inve­ stiert, um Computerprogramme für eine automatisierte VF-Er­ fassung zu entwickeln. Derzeit ist die automatische VF-Er­ fassungsfähigkeit eine wesentliche Komponente in drei Haupt­ herzversorgungsgeräten, welche folgende umfassen: (1) Echt­ zeit-EKG/Arrhythmie-Überwachungsvorrichtungen; (2) implan­ tierbare Kardioverter-Defibrillatoren (ICDs); und (3) au­ tomatische externe Defibrillatoren (AEDs). Der klinische Wert dieser Geräte im Hinblick auf das Retten von Leben und auf die Reduktion der Morbidität ist trotz der Tatsache un­ zweifelhaft, daß die VF-Erfassungsverfahren, die in diesen Geräten verwendet werden, nicht perfekt sind. Die Genauig­ keit dieser automatisierten Erfassungsverfahren wird im Hinblick auf falsch-negativ (eine wahre VF-Episode, die nicht erfaßt wurde) und auf falsch-positiv (eine Nicht-VF- Episode, die als VF erfaßt wurde) gemessen. Für einen gege­ benen Erfassungsverfahrensentwurf können üblicherweise Kom­ promisse zwischen falsch-positiv und falsch-negativ durch Einstellen der Erfassungsschwelle hergestellt werden. Wäh­ rend eine verpaßte Erfassung einer lebensbedrohenden Tachy­ rhythmie-Episode einen wesentlichen Einfluß auf die Morbi­ dität und Sterblichkeit des Patienten haben kann, hat eine falsche positive Erfassung andererseits das Potential, daß verursacht wird, daß der Patient ungeeignete Behandlungen erhält, was ebenfalls unerwünschte Konsequenzen haben kann. Daher besteht das ultimative Ziel der Leistungsverbesserung darin, sowohl falsch-negativ als auch falsch-positiv zu reduzieren, was nicht erreicht werden kann, indem einfach die Erfassungsschwelle verändert wird.

Es existieren viele verschiedenen Techniken, die gegenwärtig für eine automatisierte VF/VT-Erfassung verwendet werden. Eine solche Technik wurde von S. Kuo und R. Dillman in Com­ uter Detection of Ventricular Fibrillation, Computers in Cardiology, 1978, S. 347 bis 349, IEEE Computer Society, be­ schrieben. Diese Schrift ist hierin durch Bezugnahme aufge­ nommen. Die Funktion derselben wird nachfolgend bezugnehmend auf Fig. 3 kurz beschrieben.

Bezugnehmend auf Fig. 3 kann das Verfahren folgendermaßen kurz beschrieben werden. Zuerst wird das ankommende EKG- Signal 300 in einen A/D-Wandler 302 eingespeist, der ein abgetastetes EKG-Signal V(j) erzeugt, das dann in eine Pe­ riodenberechnungseinheit 304 eingespeist wird. Die Perioden­ berechnungseinheit 304 berechnet einen Periodenschätzwert T unter Verwendung der folgenden Gleichung:

Anschließend wird unter Verwendung der geschätzten Periode, die aus Gleichung 1 abgeleitet wurde, das abgetastete EKG- Signal in eine VF-Indexberechnungseinheit 306 eingespeist, in der dasselbe um eine halbe Periode (d. h. T/2) verschoben wird und zu dem Originalsignal addiert wird. Die Summe der Absolutwerte des resultierenden Restsignals wird dann inner­ halb der VF-Indexberechnungseinheit 306 unter Verwendung der folgenden Gleichung berechnet und normiert:

Es sei hier angemerkt, daß aus Klarheitsgründen das VF-Fil­ terleck, da Gleichung 2 in der vorher zitierten Fundstelle beschrieben ist, hier als der VF-Index beschrieben wird. An­ schließend wird der berechnete VF-Index in eine Schwellen­ vergleichseinheit 308 gespeist, wo der VF-Index mit einem Schwellenwert verglichen wird. Gegenwärtig wird ein VF er­ klärt, wenn der VF-Index klein ist (d. h. kleiner als eine vorausgewählte Schwelle) (Siehe Kuo und Dillman, S. 348).

Grob zusammengefaßt besteht das vorhergehend beschriebene Verfahren darin, eine Analogie des Signalverlaufs zu einem Sinusverlauf mit abgeschätzter Periode T, welche durch Gleichung 1 angenähert wird, herzustellen, den durch Analo­ gie hergestellten Signalverlauf um eine halbe Periode "zu verschieben", und das Original und den "verschobenen" Si­ gnalverlauf zu summieren. Für einen Signalverlauf, der einen bestimmten Grad an Gleichmäßigkeit hat (d. h. einen bestimm­ ten Grad an Gleichmäßigkeit von Zyklus zu Zyklus innerhalb der Welle), wird die Summation somit ein Minimum an Verzöge­ rung von etwa der halben Menge an Zeit haben, die erfor­ derlich ist, daß sich der Signalverlauf vollständig selbst wiederholt.

Das beschriebene automatisierte VF/VT-Erfassungsverfahren arbeitet gut, wenn die dargestellten Signalverläufe dem Sinusverlauf ähneln (z. B. ventrikuläres Flattern). Die Symmetriecharakteristika des Signalverlaufs erzeugen eine herausragende Aufhebung, nachdem Kopien des Signals ver­ schoben und auf das Ursprungssignal überlagert worden sind. Wenn die Signale jedoch chaotischer werden, ist die Aufhe­ bung nach der Überlagerung schlecht (es wird ein großer nor­ mierter Rest erzeugt), wodurch es schwieriger wird, ein Kam­ merflimmern zu erfassen.

In den vergangenen achtzehn Jahren wurden wesentliche An­ strengungen unternommen, um die Gesamtgenauigkeit des be­ schriebenen automatisierten VF/VT-Erfassungsverfahrens zu verbessern. Gegenwärtig verwendete Verfahren bestehen darin, verschiedene und unterschiedliche VF-Filterleckschwellen­ pegel zu verwenden, um zu versuchen, verschiedene und unter­ schiedliche Arrhythmien zu erfassen. Solche gegenwärtig ver­ wendeten Verfahren, die versuchen, chaotischere Arrhythmien (z. B. unter Verwendung einer höheren Erfassungsschwelle) zu erfassen, sind in der Tendenz problematisch (das Gestalten eines Detektors, daß er empfindlicher ist, erhöht beispiels­ weise bei den gegenwärtig verwendeten Verfahren auch die Wahrscheinlichkeit einer Falsch-Positiv-Erfassung, während das Gegenteil ebenfalls zutrifft).

Aus dem vorhergehenden ist es somit offensichtlich, daß ein Bedarf nach einem Verfahren und einer Vorrichtung existiert, die eine automatische Analyse von Signalverlaufsdarstellun­ gen der Herzfunktion ergeben, die durch ein elektrokardio­ graphisches Gerät erzeugt werden, wobei solche Verfahren und Vorrichtungen sowohl die Empfindlichkeit als auch Selektivi­ tät der automatischen Erfassung von Arrhythmien innerhalb von stark chaotischen Signalverlaufsdarstellungen der Herz­ funktion erhöhen.

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Verfahren und eine Vorrichtung zu schaffen, die eine automa­ tische Analyse von Signalverlaufsdarstellungen der Herzfunk­ tion liefern.

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren gemäß Anspruch 1, 2 oder 5 und durch eine Vorrichtung gemäß Anspruch 6, 7 oder 10 gelöst.

Ein Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, daß sie ein Verfahren und eine Vorrichtung schafft, die eine automatische Analyse von Signalverlaufsdarstellungen der Herzfunktion ergeben, die durch ein elektrokardiographisches Gerät erzeugt werden.

Noch ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, daß dieselbe ein Verfahren und eine Vorrichtung schafft, die eine automatisierte Analyse von Signalver­ laufsdarstellungen der Herzfunktion ergeben, die durch ein elektrokardiographisches Gerät erzeugt werden, wobei das erfindungsgemäße Verfahren und die erfindungsgemäße Vorrich­ tung sowohl die Empfindlichkeit als auch die Selektivität der automatischen Erfassung von Arrhythmien selbst in stark chaotischen Signalverlaufsdarstellungen der Herzfunktion steigern.

Das erfindungsgemäße Verfahren und die erfindungsgemäße Vor­ richtung erreichen ihre Vorteile folgendermaßen. Ein Indika­ tor für dreieckartige Komponenten innerhalb einer Signal­ verlaufsdarstellung der Herzfunktion wird berechnet. Ein In­ dikator einer Fläche, die durch die Signalverlaufsdarstel­ lung umschlossen wird, die die Herzfunktion anzeigt, wird berechnet. Es wird ein Verhältnis berechnet, in dem der be­ rechnete Indikator einer Fläche und der berechnete Indikator von dreieckartigen Komponenten verwendet werden, um das cha­ otische Wesen der Signalverlaufsdarstellung der Herzfunktion zu beurteilen. Zusätzlich wird ein Kammerflimmernindex be­ rechnet. Der berechnete Kammerflimmernindex wird im zwei­ dimensionalen Raum verwendet, und zwar mit dem Verhältnis, das unter Verwendung des berechneten Indikators einer Fläche und des berechneten Indikators von dreieckartigen Kompo­ nenten berechnet wird, um die Wahrscheinlichkeit für ein Kammerflimmern basierend auf der Signalverlaufsdarstellung der Herzfunktion zu beurteilen. Ferner wird zusätzlich ein minimaler Kammerflimmernindex berechnet. Der berechnete minimale Kammerflimmernindex wird im zweidimensionalen Raum mit dem Verhältnis berechnet, das unter Verwendung des berechneten Indikators einer Fläche und des berechneten Indikators von dreieckartigen Komponenten berechnet wird, um die Wahrscheinlichkeit für ein Kammerflimmern basierend auf der Signalverlaufsdarstellung der Herzfunktion zu beurtei­ len. Der minimale berechnete Kammerflimmernindex wird ferner im eindimensionalen Raum verwendet, um die Wahrscheinlich­ keit für ein Kammerflimmern basierend auf einer Signalver­ laufsdarstellung der Herzfunktion zu beurteilen.

Bevorzugte Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung werden nachfolgend bezugnehmend auf die beiliegenden Zeich­ nungen detailliert erläutert. Es zeigen:

Fig. 1A Punkte, die beim Optimieren eines Detektors eine Rolle spielen;

Fig. 1B Punkte, die beim Optimieren eines Detektors eine Rolle spielen, wenn sich Erfassungskriterien über­ lappen;

Fig. 2 Punkte, die bei der Verwendung eines zweidimensio­ nalen Entscheidungsraums eine Rolle spielen, um einen Detektor zu optimieren;

Fig. 3 ein vereinfachtes Blockdiagramm eines bekannten VF-Detektors, wie er in der zitierten Veröffentli­ chung dargelegt ist;

Fig. 4 eine graphische Interpretation des Zählers der in Gleichung 3 dargelegten Formel;

Fig. 5 graphische Darstellungen des Nenners der in Glei­ chung 3 dargelegten Formel;

Fig. 6 eine Darstellung einer optimalen Erfassungsschwel­ le für ein beispielhaftes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung;

Fig. 7 ein Blockdiagramm eines beispielhaften Systemaus­ führungsbeispiels;

Fig. 8 ein weiteres Ausführungsbeispiel, bei dem nur eine VF-Indexberechnungseinheit verwendet wird;

Fig. 9 ein drittes Ausführungsbeispiel, bei dem die ge­ nannte Erkenntnis, daß ein genauerer VF-Index er­ halten werden kann, indem Signalverläufe bezüglich eines abgeschätzten T/2-Werts inkrementell ver­ schoben werden, mit einer eindimensionalen Schwel­ le verwendet wird, um die Genauigkeit der VF-Er­ fassung zu verbessern;

Fig. 10 eine Bilddarstellung eines Datenverarbeitungs­ systems, das gemäß dem Verfahren und der Vorrich­ tung eines beispielhaften Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann; und

Fig. 11 eine Darstellung für eine repräsentative Hardware­ umgebung, die gemäß dem Verfahren und der Vorrich­ tung eines beispielhaften Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann.

Ein Aspekt des Verfahrens und der Vorrichtung, die später dargelegt werden, und die selbst stark chaotische Signal­ verlaufsdarstellungen der Herzfunktion analysieren können und auf der Basis dieser Analyse sowohl selektiv als auch empfindlich die Anwesenheit von Arrhythmien erfassen können, betrifft das Problem des Optimierens der Detektorleistung. Das Problem des Optimierens einer Detektorleistung betrifft die Auswahl einer Schwelle, derart, daß die Fehlerwahr­ scheinlichkeit (die gesamte Anzahl von Falsch-Positiv-Ereig­ nissen und Falsch-Negativ-Ereignissen) minimiert ist.

Nachfolgend wird auf Fig. 1A Bezug genommen, die Punkte dar­ stellt, die beim Optimieren eines Detektors eine Rolle spie­ len. In Fig. 1A ist eine beispielhafte graphische Darstel­ lung der Auftrittsfrequenz eines VF-Index für Nicht-VF-Sig­ nalverläufe und VF-Signalverläufe gezeigt (der VF-Index ist ein Indikator für die Anwesenheit eines Kammerflimmerns; die Art und Weise, auf die der VF-Index bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel berechnet wird, wird später dargelegt). Da die graphischen Darstellungen der Auftrittsfrequenz des VF-Index in Fig. 1A für die zwei Typen (Nicht-VF-Signalver­ lauf und VF-Signalverlauf) nicht überlappend sind, wird jeder Schwellenwert zwischen X2 und X3 gut gehen (wodurch Falsch-Positiv-Ereignisse und Falsch-Negativ-Ereignisse minimiert werden). Somit zeigt Fig. 1A den Idealfall, in dem die Erfassung relativ einfach ist, da keine Überlappung der X- (VF-Index) Werte vorhanden ist, wo sowohl ein VF und ein Nicht-VF auftreten.

Ungünstigerweise, wie in den meisten Dingen des Lebens, er­ zeugt das hierin beschriebene Verfahren für die VF-Erfassung keine nicht-überlappenden Graphen der VF-Index-Auftrittsfre­ quenz im Entscheidungsraum. Fig. 1B zeigt die echten Proble­ me, die dem Optimieren eines VF-Detektors zugeordnet sind. In Fig. 1B ist eine beispielhafte graphische Darstellung der Auftrittsfrequenz des VF-Index für Nicht-VF-Signalverläufe und VF-Signalverläufe dargestellt. Es sei angemerkt, daß im Gegensatz zu der in Fig. 1A gezeigten Situation eine deutli­ che Überlappung der graphischen Darstellungen vorhanden ist. Insbesondere kann man an jedem Punkt entlang der X-Achse zwischen X3 und X2 eine vertikale Linie ziehen, die sich pa­ rallel zu der Achse der Auftrittsfrequenz nach oben er­ streckt, die beide Auftrittsfrequenzgraphen für sowohl Nicht-VF- als auch VF-Signalverläufe schneidet. Dies bedeu­ tet in der Praxis, daß drei unterschiedliche Schwellenwerte von Interesse existieren: (1) ein Schwellenwert, der aus­ gewählt ist, daß er zwischen X2 und X4 liegt, wie z. B. die Entscheidungsschwelle 100, wobei Werte unter einer solchen Schwelle als VF beurteilt werden, obwohl, wie es in Fig. 1B gezeigt ist, bestimmte solcher Werte ebenfalls für Nicht- VF-EKGs stehen können, wodurch möglicherweise ein Falsch- Positiv-Ereignis auftreten kann; (2) einen Schwellenwert, der zwischen X1 und X3 liegt, wie z. B. die Erfassungs­ schwelle 102, wobei Werte über dieser Schwelle als Nicht-VF beurteilt werden, obwohl, wie es in Fig. 1B gezeigt ist, be­ stimmte solcher Werte ein VF-EKG darstellen können, wobei in diesem Fall ein Falsch-Negativ-Ereignis auftreten könnte; und (3) einen Schwellenwert, der zwischen X2 und X3 liegt, wie z. B. der Schwellenwert 104, bei dem sowohl ein Falsch- Positiv- als auch ein Falsch-Negativ-Ereignis auftreten kann. Kompromisse zwischen falsch-positiv und falsch-negativ müssen gemacht werden, während die Schwelle ausgewählt wird. Obwohl Kompromisse durch Ändern des Schwellenwerts erreicht werden können, kann die Gesamtleistung (gemessen als sowohl Falsch-Positiv-Ereignisse als auch Falsch-Negativ-Ereignis­ se) nicht verbessert werden.

In Fig. 1B wurde gezeigt, daß das echte Verhalten der Gra­ phen bezüglich der Auftrittsfrequenz überlappend ist. Formal sei angemerkt, daß das echte Verhalten der Graphen bezüglich der VF-Auftrittsfrequenz in einem eindimensionalen Entschei­ dungsraum (d. h. unter Verwendung eines einzigen Merkmals, das aus dem Signal abgeleitet wird) überlappend ist.

Durch Betrachten mehrerer Merkmale (d. h. in einem höher­ dimensionalen Entscheidungsraum) ist es manchmal möglich, nicht-überlappende Verteilungen zu erzeugen, derart, daß eine unzweideutige Entscheidung (keine Falsch-Positiv-Ereig­ nisse und keine Falsch-Negativ-Ereignisse) gemacht werden kann, oder Verteilungen mit kleinerer überlappender Region erzeugt werden können, derart, daß eine bessere Entscheidung (weniger Falsch-Positiv-Ereignisse und weniger Falsch-Nega­ tiv-Ereignisse) durchgeführt werden kann. Ein Beispiel für einen zweidimensionalen Entscheidungsraum ist in Fig. 2 dar­ gestellt. Obwohl die zwei einzelnen graphischen Darstellun­ gen 200, 202, die in Fig. 2 gezeigt sind, in jedem eindi­ mensionalen Entscheidungsraum überlappend sind (d. h. indem unabhängig auf jedes Merkmal gesehen wird), überlappen sie nicht im zweidimensionalen Entscheidungsraum 204 (d. h. indem auf beide Merkmale gleichzeitig gesehen wird). Das heißt, daß eine zweidimensionale Entscheidungsschwelle verwendet werden kann, um die Überlappungsprobleme zu beseitigen, die in beiden gezeigten eindimensionalen graphi­ schen Darstellungen vorhanden sind. Daher besteht eine Art und Weise zum Verbessern des Gesamtverhaltens des VF-Erfas­ sungsverfahrens darin, zu sehen, ob es möglich ist, andere Merkmale zu finden, die dem Signal zugeordnet sind, die eine günstigere Verteilung erzeugen werden (d. h. entweder eine nicht-überlappende oder eine kleinere überlappende Region), wenn sie in einem höherdimensionalen Entscheidungsraum zu­ sammen mit dem Überlappungs-VF-Index verwendet werden (wie er beispielsweise in Fig. 1B als überlappend gezeigt wurde).

Bei einem beispielhaften Ausführungsbeispiel der vorliegen­ den Erfindung wird ein zusätzliches Merkmal beschrieben, das zusammen mit dem vorher erwähnten VF-Index in einem zweidi­ mensionalen Entscheidungsraum verwendet werden kann, um das Gesamtverhalten des VF-Detektors weiter zu verbessern. Die­ ses neue Merkmal ist die frühere Größe, die eingeführt wur­ de, und die als der Periodenschätzwert T in Gleichung 1 be­ zeichnet wird. Obwohl die Größe jedoch weiterhin als T be­ zeichnet wird, wird T, wie es nachher zu sehen sein wird, hierin zusätzlich als Indikator für den Grad des Chaos eines speziellen Signals verwendet. Das heißt, daß bezüglich sei­ ner Verwendung hierin der Zähler und Nenner von T derart in­ terpretiert werden, daß sie etwas über die Morphologie eines Signals aussagen, wobei es gezeigt werden wird, daß der Quo­ tient des Zählers und des Nenners als Indikator für den Grad des Chaos in einem EKG-Signal verwendet werden kann.

Bezüglich seiner Verwendung hierin wird die allgemeine Glei­ chung 1, die bereits früher dargelegt wurde, folgende spezi­ fische Form haben:

Dabei ist V(j) die Amplitude des j-ten Abtastpunkts des EKG. n ist der gegenwärtige Abtastpunkt. K ist die Breite in Ab­ tastwerten des Zeitfensters, über dem die Summation statt­ finden soll. Die Breite des Zeitfensters, über dem die Sum­ mation stattfinden soll, wird von Fachleuten als zeitlich ausreichend betrachtet, um ein VF zu erfassen (im allgemei­ nen ein bestimmtes Intervall zwischen zwei und vier Sekunden Dauer).

Unter Verwendung von Gleichung 3 zusammen mit einem ankom­ menden EKG-Signal V(j) kann ein Periodenschätzwert T berech­ net werden. Bezüglich seiner hierin dargelegten Verwendung hat die Gleichung für den VF-Index folgende spezifische Form:

Dabei ist V(j) die Amplitude des j-ten Abtastpunkts des EKG. n ist der gegenwärtige Abtastpunkt. L ist die Breite in Ab­ tastwerten des Zeitfensters, über dem die Summation statt­ finden soll. Die Breite des Zeitfensters, über dem die Sum­ mation stattfinden soll, wird zeitlich von Fachleuten als ausreichend betrachtet, um ein VF zu erfassen (üblicherweise ein bestimmtes Intervall zwischen zwei und vier Sekunden Dauer).

Ein anderer Name für diesen VF-Index könnte der Ausdruck normierter Rest sein. Der Wert des normierten Rests (oder VF-Index) reicht von 0 bis 1.

Fig. 4 zeigt eine graphische Darstellung eines Signalver­ laufs und den Zähler der in Gleichung 3 dargelegten Formel. In Fig. 4 ist gezeigt, daß der Zähler mit der Fläche unter dem Signal verglichen werden kann. Das heißt, daß, obwohl die Berechnung der Fläche unter dem Signal erfordern würde, daß jeder Abtastwert mit der Abtastbreite multipliziert wird, gemäß Fig. 4 lediglich die Summe der Abtastwerte ist. Somit kann die Summe mit dem "verglichen" werden, das aufge­ treten wäre, wenn der Zeitabtastwert verwendet worden wäre, jedoch anschließend durch "Herausziehen" per Multiplikation aus der Summation von der Gleichung entfernt worden wäre. Eine solche Summe kann ebenfalls mit der Fläche "verglichen" werden, die berechnet worden wäre, wenn der Zeitabtastwert nach der Normierung verwendet wird.

Fig. 5 stellt die Tatsache dar, daß für einen "dreieckigen" Signalverlauf 500 die Summe der Absolutwerte der Differenzen zwischen zwei benachbarten Abtastwerten gleich dem Doppelten der Höhe (2H) des Dreiecksignals ist. Fig. 5 stellt eben­ falls die Tatsache dar, daß die Summe der Absolutwerte der Differenzen zwischen zwei benachbarten Abtastwerten gleich dem Doppelten der Höhe ist, die schließlich durch ein Signal erreicht wird, und zwar unabhängig von der tatsächlichen Morphologie des Signals, vorausgesetzt, daß die abgetasteten Werte monoton nicht-abfallend sind, bevor der ultimative Maximalwert erreicht wird, und daß die Abtastwerte nach dem ultimativen Maximalwert monoton nicht-steigend sind, bis der Endpunkt erreicht ist, vorausgesetzt, daß der Start- und der Endpunkt für das Signal die gleich Größe haben. Fig. 5 stellt dies bezugnehmend auf einen "ungleichmäßig beabstan­ deten" Signalverlauf 502 dar. Diese Tatsache wird nachfol­ gend verwendet, um den Grad an Chaos in einem speziellen Signal abzuschätzen.

Zusammengenommen können die Fig. 4 und 5 und die entspre­ chenden Erörterungen verwendet werden, um die Gleichung für T, wie sie hier verwendet wird (Gleichung 3), als Indikator für das Chaos oder eine Ungleichmäßigkeit innerhalb eines speziellen Signals zu interpretieren. Fig. 5 stellt dar, daß der Zähler als die Fläche unter einem bestimmten Signal in­ terpretiert werden kann. Fig. 5 stellt dar, daß die Summe der Absolutwerte der Differenz zwischen zwei benachbarten Abtastwerten gleich der schließlichen Höhe ist, die durch das Signal erreicht wird, und zwar unabhängig von der Mor­ phologie. Somit kann unabhängig von der tatsächlichen Mor­ phologie eines Signals ein solches Signal im allgemeinen konzeptionell derart betrachtet werden, daß es in dreieckige Stücke aufgebrochen ist (der Ausdruck dreieckartig wird ver­ wendet, um anzuzeigen, daß die Summe des Absolutwerts der Differenzen der Signalverläufe, die bezugnehmend auf Fig. 5 erörtert werden, gleich dem Doppelten der Höhe ist, die schließlich erreicht wird, wobei solche Ausschläge, wie es erörtert wurde, in jeder Morphologie sein können, solange dieselben bei etwa dem gleichen Pegel starten und enden). Daher wird jeder dreieckförmige Ausschlag des Signals zu dem Nenner von Gleichung 3 eine Menge beitragen, die etwa gleich dem Doppelten der Höhe eines Ausschlags ist. Für zwei Signale mit gleicher Fläche (und damit dem gleichen Zähler in Gleichung 3) wird konsequenterweise das Signal mit größe­ rem Chaos (nämlich mit mehr Ausschlägen oder Wendepunkten) einen größeren Nenner haben (es werden mehr dreieckförmige Ausschläge und daher größere Beiträge zu dem Nenner aufgrund der häufigeren Ausschläge vorhanden sein). Folglich wird die Gleichung für T einen kleineren Wert T für solche Signale ergeben. Somit kann T als relativer Indikator für ein Chaos Signalen dienen.

Aus den im vorangegangenen beschriebenen Betrachtungen ist es klar, daß es eine Beziehung zwischen dem geschätzten T und dem Grad an Chaos des Signals gibt (oder des resultie­ renden normierten Rests). Für ein chaotischeres Signal (z. B. ein VF-Signal) wird das Signal einen größeren nor­ mierten Rest (aufgrund einer schlechten Signalaufhebung) und einen kleineren Wert T (aufgrund des größeren Werts des Nen­ ners) haben. Andererseits wird bei einem sinusförmigeren Signal das Signal einen kleineren normierten Rest (aufgrund einer guten Signalaufhebung) und einen größeren Wert T (auf­ grund eines kleineren Nennerwerts) haben.

Es sei angemerkt, daß zusätzlich zu dem oben erwähnten Grund ein weiterer Faktor vorhanden ist, der ebenfalls bewirken kann, daß der normierte Rest (VF-Index) ansteigt. Wie es früher gezeigt wurde, wird der Periodenschätzwert T basie­ rend auf der Annahme abgeleitet, daß das Signal sinusförmig ist. Für ein chaotisches Signal, das keinem Sinus ähnelt, kann der berechnete Periodenschätzwert nicht die beste Si­ gnalaufhebung bei der normierten Restberechnung erzeugen. Es wurde jedoch herausgefunden, daß dieser Effekt beseitigt werden kann, indem das Signal nach links und rechts um den Halbperiodenpunkt verschoben werden kann, bis ein minimaler Wert in der VF-Index-Berechnung erreicht wird. Diese Er­ kenntnis kann verwendet werden, um die Genauigkeit der Er­ fassung zu erhöhen, wie es nachfolgend bezugnehmend auf die Fig. 7 und 9 gezeigt wird. Andererseits kann die Zunahme des normierten Rests aufgrund des Chaos des Signals selbst nicht durch Verschieben bei der VF-Index-Berechnung beseitigt wer­ den.

Nachfolgend wird offenbart, wie die Betrachtung, daß eine Beziehung zwischen der berechneten Periode T und dem Grad an Chaos des EKG-Signals besteht, in Verbindung mit dem offen­ barten VF-Index verwendet werden kann, um ein Verfahren und eine Vorrichtung zur VF-Erfassung zu schaffen, die selekti­ ver und sensitiver für bereits früher bestehende Verfahren und Systeme sind. Durch Erweiterung von einem eindimensiona­ len Entscheidungsraum (d. h. einem, der nur den VF-Index verwendet, wie es in Fig. 2 dargestellt wurde) zu einem zweidimensionalen Entscheidungsraum (d. h. einem, der sowohl den VF-Index als auch den Periodenschätzwert T verwendet) bei der VF-Erfassung kann das Gesamtverhalten (sowohl Falsch-Positiv-Ereignisse als auch Falsch-Negativ-Ereignis­ se) verbessert werden.

Fig. 6 stellt eine Darstellung einer optimalen Erfassungs­ schwelle für ein beispielhaftes Ausführungsbeispiel der vor­ liegenden Erfindung dar. Eine solche optimale Entscheidungs­ schwelle kann empirisch bestimmt werden, indem eine Ent­ scheidungslinie gefunden wird, derart, daß die Fehlerwahr­ scheinlichkeit im zweidimensionalen Raum minimiert wird, der durch den VF-Index und den Periodenschätzwert T aufgespannt wird. Diese Entscheidungsschwelle ist eine Funktion sowohl des VF-Index als auch der Periode T. In der Praxis wurde herausgefunden, daß eine einfache stückweise lineare Schwel­ lenfunktion ausreichend gut arbeitet.

Die einfache stückweise lineare Schwellenfunktion ist gra­ phisch in Fig. 6 dargestellt und kann folgendermaßen be­ schrieben werden:
VF wird erfaßt, wenn:

Periodenschätzwert T (8 ms Abtastwert)
VF-Index
< 30	< 32/64
<= 30 und < 35	< 31/64
<= 35 und < 45	< 30/64
<= 45	< 29/64

Es wurde erörtert, daß ein kleiner Wert T erzeugt wird, wenn das Signal VF (chaotischer) ist. Daher wird ein höherer Schwellenwert für den VF-Index verwendet, um es einfacher zu machen, ein VF zu erfassen. Die Verwendung dieses höheren Werts steigert ferner die Empfindlichkeit des Detektors (als Falsch-Negativ-Reduktion (F⁻-Reduktion) in Fig. 6 bezeich­ net). Andererseits wird ein niedrigerer Schwellenwert für den VF-Index verwendet, wenn der Wert T größer ist (die Wahrscheinlichkeit für ein VF ist geringer), wodurch es schwieriger wird, den Signalverlauf als VF zu bezeichnen. Die Verwendung dieses niedrigeren Schwellenwerts wird eine Falsch-Positiv-Erfassung (als Falsch-Positiv-Reduktion (F+- Reduktion) in Fig. 6 bezeichnet) reduzieren. Daher hat das im vorangegangenen dargestellte Verfahren, bei dem beide Merkmale (VF-Index und berechnetes T) gleichzeitig verwendet werden, nicht nur die Empfindlichkeit des Detektors erhöht, sondern auch das Potential für eine Falsch-Positiv-Erfassung reduziert. Da ferner das zusätzlich verwendete Merkmal, der Periodenschätzwert T, notwendigerweise berechnet wird, um VF-Index zu erzeugen, hat die Leistungssteigerung, die durch die Lösung mit einem zweidimensionalen Entscheidungs­ raum erzeugt wird, praktisch keine zugeordneten zusätzlichen Verarbeitungskosten.

Fig. 7 zeigt ein Blockdiagramm für ein beispielhaftes Systemausführungsbeispiel. In Fig. 7 wird der minimale VF- Index berechnet, indem das Signal um die geschätzte halbe Periode T/2 inkrementell verschoben wird. Die maximale Kor­ rekturmenge N ist ein Entwurfsparameter, der ausgewählt wird, um die Gesamt-VF-Erfassungsleistung zu optimieren. In Fig. 7 ist gezeigt, daß ein Eingangs-EKG-Signal 700 in einen A/D-Wandler 710 eingespeist wird. Anschließend wird das di­ gitale Eingangs-EKG-Signal 730 in ein Periodenberechnungs­ gerät 740 eingespeist. Das Periodenberechnungsgerät 740 ver­ wendet die Gleichung 3, um T zu berechnen.

Nachdem T berechnet worden ist, zeigt Fig. 7, daß der be­ rechnete Wert T zusammen mit dem digitalisierten Eingangs- EKG-Signal 730 anschließend in mehrere VF-Index-Berechnungs­ einheiten 750 eingespeist werden, die den VF-Index unter Verwendung der VF-Index-Berechnungsformel (Gleichung 4), die bereits früher dargelegt wurde, berechnen. Wie es in Fig. 7 gezeigt ist, werden mehrere VF-Indizes berechnet, indem das Signal inkrementell um die geschätzte halbe Periode T/2 ver­ schoben wird. Anschließend werden die berechneten VF-Indizes in eine Minimalwertauswahleinheit 760 eingespeist, die den minimalen berechneten VF-Index bestimmt und denselben aus­ wählt. Anschließend werden der minimale berechnete VF-Index zusammen mit dem berechneten Schätzwert für T von dem Perio­ denberechnungsgerät 740 in ein zweidimensionales Schwellen­ vergleichsgerät 770 eingespeist, das die Vergleiche ähnlich zu den in Fig. 6 gezeigten durchführt, um zu bestimmen, ob das analysierte Eingangs-EKG mit einem VF oder nicht mit ei­ nem VF in Einklang steht oder nicht.

Die gerade beschriebene Fig. 7 beschreibt ein Ausführungs­ beispiel, bei dem ein minimaler VF-Index berechnet und in Verbindung mit einer zweidimensionalen Schwelle verwendet ist. Fig. 8 stellt ein weiteres Ausführungsbeispiel dar, bei dem kein minimaler VF-Index berechnet wird. Statt dessen wird bei diesem Ausführungsbeispiel nur eine VF-Index-Be­ rechnungseinheit 750 verwendet, um einen einzigen VF-Index zu berechnen.

In Fig. 8 ist gezeigt, daß ein Eingangs-EKG-Signal 700 in einen A/D-Wandler 710 eingespeist wird. Anschließend wird das digitalisierte Eingangs-EKG-Signal 730 in das Perioden­ berechnungsgerät 740 eingespeist. Das Periodenberechnungs­ gerät 740 verwendet die Gleichung 3, um T zu berechnen.

Nachdem T berechnet worden ist, stellt Fig. 8 dar, daß das berechnete T zusammen mit dem digitalisierten Eingangs-EKG- Signal 730 in eine einzige VF-Index-Berechnungseinheit 750 eingespeist wird, die den VF-Index unter Verwendung der VF- Index-Berechnungsformel (Gleichung 4), die bereits früher dargelegt wurde, berechnet. Dieser VF-Index wird zusammen mit dem geschätzten T von der Periodenberechnungseinheit 740 in ein zweidimensionales Schwellenvergleichsgerät 770 einge­ speist, das die Schwellenvergleiche durchführt, die Fig. 6 zugeordnet sind, um zu bestimmen, ob das analysierte Ein­ gangs-EKG mit einem VF oder nicht mit einem VF in Einklang ist oder nicht.

Nachfolgend wird auf Fig. 9 Bezug genommen. Fig. 9 stellt ein drittes Ausführungsbeispiel dar, bei dem die oben er­ wähnte Erkenntnis, daß ein genauerer VF-Index erhalten wer­ den kann, indem Signalverläufe bezüglich des abgeschätzten T/2 inkrementell verschoben werden, mit einer eindimensiona­ len Schwelle verwendet wird, um die Genauigkeit bei der VF-Erfassung zu verbessern. In Fig. 9 ist gezeigt, daß ein Eingangs-EKG-Signal 700 in einen A/D-Wandler 710 eingespeist wird. Anschließend wird das digitalisierte Eingangs-EKG- Signal 730 in ein Periodenberechnungsgerät 740 eingespeist. Das Periodenberechnungsgerät 740 verwendet die Gleichung 3, um T zu berechnen.

Nachdem T berechnet worden ist, zeigt Fig. 9, daß das be­ rechnete T zusammen mit dem digitalisierten Eingangs-EKG- Signal 730 in mehrere VF-Index-Berechnungseinheiten 750 ein­ gespeist werden, die den VF-Index unter Verwendung der VF- Index-Berechnungsformel (Gleichung 4), die bereits vorher dargelegt wurde, berechnen. Wie es in Fig. 9 gezeigt ist, werden die mehreren VF-Indizes berechnet, indem das Signal inkrementell um die geschätzte halbe Periode T/2 verschoben wird. Anschließend werden die berechneten VF-Indizes in eine Minimalwertauswahleinheit 760 eingespeist, die den minimalen berechneten VF-Index bestimmt und auswählt. Anschließend wird der minimale berechnete VF-Index zusammen in ein ein­ dimensionales Schwellenvergleichsgerät 780 eingespeist, um bestimmen, ob das analysierte Eingangs-EKG mit einem VF oder nicht mit einem VF in Einklang steht oder nicht.

Im vorhergehenden wurde bereits eine empirisch abgeleitete stückweise lineare Schwellenfunktion eingeführt, die opti­ miert war, um mit dem Verschieben des zu analysierenden Signalverlaufs verwendet zu werden (d. h. wie in dem in Fig. 8 dargestellten Ausführungsbeispiel). Fachleute werden erkennen, daß weiterer optimierte Schwellenfunktionen empirisch erhalten werden können, wobei die oben offenbarten Informationen verwendet werden. Fachleute werden ferner erkennen, daß solche Schwellenfunktionen von spezifischen Werten der ausgewählten Parameter (beispielsweise dem Parameter K (Breite des Zeitfensters in Abtastwerten für Gleichung 3), L (Breite des Zeitfensters in Abtastwerten für Gleichung 4) und N (die schließliche Zeitgröße, um die die Signalverläufe bezüglich eines abgeschätzten T/2 verschoben werden)) abhängen werden. Das heißt, daß Fachleute realisie­ ren, daß eine Änderung in einem oder mehreren Parametern ei­ nen Bedarf entstehen läßt, optimale Schwellenwerte empirisch neu zu bestimmen.

Bezugnehmend nun auf die Figuren und insbesondere bezugneh­ mend auf Fig. 10 ist eine Bilddarstellung eines Datenverar­ beitungssystems dargestellt, das gemäß dem Verfahren und der Vorrichtung eines beispielhaften Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann. Das Verfahren und die Vorrichtung, die durch ein beispielhaftes Ausfüh­ rungsbeispiel der vorliegenden Erfindung dargestellt sind, kann auf dem in Fig. 10 gezeichneten Datenverarbeitungs­ system implementiert werden. Ein Computer 1020 ist gezeigt, der eine Systemeinheit 1022, einen Videoanzeigeterminal 1024, eine Tastatur 1026 und eine Maus 1028 umfaßt. Der Com­ puter 1020 kann unter Verwendung irgendeines geeigneten leis­ tungsfähigen Computers, wie z. B. kommerziell verfügbaren Mainframe-Computern, Minicomputern oder Mikrocomputern, im­ plementiert werden.

Fig. 11 ist eine Darstellung für eine repräsentative Hard­ wareumgebung, die gemäß dem Verfahren und der Vorrichtung eines beispielhaften Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann. Fig. 11 zeigt ausgewählte Komponenten des Computers 1020, bei dem ein beispielhaftes Ausführungsbeispiel für die vorliegende Erfindung implemen­ tiert werden kann. Die Systemeinheit 1022 umfaßt eine zen­ trale Verarbeitungseinheit (CPU) 1131, wie z. B. einen her­ kömmlichen Mikroprozessor, und eine Anzahl von anderen Ein­ heiten, die über den Systembus 1132 miteinander verbunden sind. Der Computer 1020 umfaßt ferner einen Direktzugriffs­ speicher (RAM) 1134, einen Nur-Lese-Speicher (ROM) 1136, einen Anzeigeadapter 1137 zur Verbindung eines Systembusses 1132 mit einem Videoanzeigeterminal 1024 und einen I/O-Adap­ ter 1139 zur Verbindung von Peripheriegeräten (z. B. einem Platten- und einem Bandlaufwerk 1133) mit dem Systembus 1132. Der Videoanzeigeterminal 1024 ist die visuelle Ausgabe des Computers 1020, welcher eine CRT-basierte Videoanzeige sein kann, die auf dem Gebiet der Computerhardware wohl be­ kannt ist. Bei einem tragbaren oder Notebook-basierten Com­ puter kann der Videoanzeigeterminal 1024 jedoch durch eine LCD-basierte oder eine Gas-Plasma-basierte Flachbildanzeige ersetzt werden. Der Computer 1020 umfaßt ferner einen Benut­ zerschnittstellenadapter 1140 zum Verbinden der Tastatur 1026, der Maus 1028, eines Lautsprechers 1146, eines Mikro­ phons 1148 und/oder anderer Benutzerschnittstellengeräte, wie z. B. ein Berührungsscheibengerät (nicht gezeigt) mit einem Systembus 1132. Der Kommunikationsadapter 1149 verbin­ det den Computer 1020 mit einem Datenverarbeitungsnetz.

Jedes geeignete maschinenlesbare Medium kann das Verfahren und die Vorrichtung eines beispielhaften Ausführungsbeispie­ les der vorliegenden Erfindung halten, wie z. B. ein RAM 1134, ein ROM 1136, eine Magnetdiskette, ein Magnetband oder eine optische Platte (wobei die letzten drei genannten in dem Platten- und dem Band-Laufwerk 1133 positioniert sind). Jedes geeignete Betriebssystem und jede zugeordnete graphi­ sche Benutzerschnittstelle kann die CPU 1131 anleiten. Wei­ tere Technologien können in Verbindung mit der CPU 1131 ver­ wendet werden, wie z. B. eine Berührungsbildschirmtechnolo­ gie oder eine Steuerung über die menschliche Stimme. Zusätz­ lich umfaßt der Computer 1020 ein Steuerprogramm 1151, das in dem Computerspeicher 1150 liegt. Das Steuerprogramm 1151 enthält Befehle, die, wenn sie auf der CPU 1131 ausgeführt werden, die Operationen ausführen, die in den Fig. 1, 2, 4, 5, 6, 7, 8 und 9 gezeichnet und beschrieben sind, um die hierin beschriebenen beispielhaften Ausführungsbeispiele zu implementieren.

Fachleute werden erkennen, daß die in Fig. 11 gezeichnete Hardware für spezifische Anwendungen variieren kann. Weitere Peripheriegeräte, wie z. B. optische Plattenmedien, Audio­ adapter oder Chipprogrammiergeräte, wie z. B. PAL- oder EPROM-Programmiergeräte, die auf dem Gebiet der Computer­ hardware bekannt sind, und ähnliche Dinge können zusätzlich oder statt der bereits bezeichneten Hardware verwendet werden.

Schließlich sei angemerkt, daß trotz der Tatsache, daß ein beispielhaftes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfin­ dung im Zusammenhang mit einem vollständig funktionsfähigen Berechnungssystem beschrieben wurde Fachleute erkennen, daß die Mechanismen eines beispielhaften Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung als Programmprodukt in einer Vielzahl von Formen verteilt werden können, und daß ein bei­ spielhaftes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung unabhängig von dem speziellen Typ des Signalträgermediums, das verwendet wird, um die Verteilung auszuführen, genauso zutrifft. Beispiele für Signalträgermedien umfassen be­ schreibbare Medien, wie z. B. Floppy-Disketten, Festplatten­ laufwerke, CD-ROMs, und Medien vom Übertragungstyp, wie z. B. digitale und analoge Kommunikationsverbindungen.

Claims (10)

1. Verfahren zum Beurteilen des chaotischen Wesens einer Signalverlaufsdarstellung einer Herzfunktion, mit fol­ genden Schritten:
Berechnen eines Indikators für dreieckartige Komponen­ ten innerhalb der Signalverlaufsdarstellung;
Berechnen eines Indikators für eine Fläche, die von der Signalverlaufsdarstellung umschlossen wird; und
Verwenden eines Verhältnisses des berechneten Indika­ tors für eine Fläche und des berechneten Indikators für dreieckartige Komponenten, um das chaotische Wesen der Signalverlaufsdarstellung einer Herzfunktion zu beur­ teilen.

2. Verfahren zum Beurteilen der Wahrscheinlichkeit eines Kammerflimmerns auf der Basis einer Signalverlaufsdar­ stellung der Herzfunktion, mit folgenden Schritten:
Berechnen eines Indikators für dreieckartige Komponen­ ten innerhalb der Signalverlaufsdarstellung;
Berechnen eines Indikators für eine Fläche, die von der Signalverlaufsdarstellung umschlossen wird;
Berechnen eines Kammerflimmernindex; und
Verwenden des berechneten Kammerflimmernindex mit einem Verhältnis des berechneten Indikators für eine Fläche und des berechneten Indikators für dreieckartige Kompo­ nenten im zweidimensionalen Entscheidungsraum, um die Wahrscheinlichkeit für ein Kammerflimmern basierend auf der Signalverlaufsdarstellung der Herzfunktion zu beur­ teilen.

3. Verfahren gemäß Anspruch 1 oder 2, bei dem der Schritt des Berechnens eines Indikators für dreieckartige Kom­ ponenten ferner folgenden Schritt aufweist:
Summieren der Absolutwerte der Differenzen von aufein­ anderfolgend abgetasteten Werten der Signalverlaufsdar­ stellung einer Herzfunktion.

4. Verfahren gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem der Schritt des Berechnens eines Indikators für ei­ ne Fläche ferner folgenden Schritt aufweist:
Summieren der Absolutwerte von aufeinanderfolgenden Ab­ tastwerten der Signalverlaufsdarstellung einer Herz­ funktion.

5. Verfahren zum Beurteilen der Wahrscheinlichkeit für ein Kammerflimmern auf der Basis einer Signalverlaufsdar­ stellung einer Herzfunktion, mit folgenden Schritten:
Berechnen einer geschätzten Periode für die Signalver­ laufsdarstellung einer Herzfunktion;
Berechnen eines minimalen Kammerflimmernindex; und
Verwenden des berechneten minimalen Kammerflimmernindex in einem eindimensionalen Entscheidungsraum, um die Wahrscheinlichkeit für ein Kammerflimmern basierend auf der Signalverlaufsdarstellung einer Herzfunktion zu beurteilen.

6. Vorrichtung zum Beurteilen des chaotischen Wesens einer Signalverlaufsdarstellung einer Herzfunktion, mit fol­ genden Merkmalen:
einer Einrichtung zum Berechnen (740) eines Indikators für dreieckartige Komponenten innerhalb der Signalver­ laufsdarstellung;
einer Einrichtung zum Berechnen (740) eines Indikators für eine Fläche, die von der Signalverlaufsdarstellung umschlossen ist; und
einer Einrichtung zum Verwenden eines Verhältnisses des berechneten Indikators für eine Fläche und des berech­ neten Indikators für dreieckartige Komponenten, um das chaotische Wesen der Signalverlaufsdarstellung einer Herzfunktion zu beurteilen.

7. Vorrichtung zum Beurteilen der Wahrscheinlichkeit eines Kammerflimmerns auf der Basis einer Signalverlaufsdar­ stellung einer Herzfunktion, mit folgenden Merkmalen:
einer Einrichtung zum Berechnen (740) eines Indikators für dreieckartige Komponenten innerhalb der Signalver­ laufsdarstellung;
einer Einrichtung zum Berechnen (740) eines Indikators für eine Fläche, die von der Signalverlaufsdarstellung umschlossen wird;
einer Einrichtung zum Berechnen (750, 760) eines Kam­ merflimmernindex; und
einer Einrichtung zum Verwenden (770) des berechneten Kammerflimmernindex mit einem Verhältnis des berechne­ ten Indikators für eine Fläche und des berechneten In­ dikators für dreieckartige Komponenten in einem zwei­ dimensionalen Entscheidungsraum, um die Wahrscheinlich­ keit für ein Kammerflimmern basierend auf der Signal­ verlaufsdarstellung einer Herzfunktion zu beurteilen.

8. Vorrichtung gemäß Anspruch 6 oder 7, bei der die Ein­ richtung zum Berechnen eines Indikators für dreieck­ artige Komponenten ferner folgendes Merkmal aufweist:
eine Einrichtung zum Summieren (740) der Absolutwerte der Differenzen von aufeinanderfolgend abgetasteten Werten der Signalverlaufsdarstellung einer Herzfunk­ tion.

9. Vorrichtung gemäß Anspruch 6 oder 7, bei der die Ein­ richtung zum Berechnen eines Indikators für eine Fläche ferner folgendes Merkmal aufweist:
eine Einrichtung zum Summieren (740) der Absolutwerte aufeinanderfolgenden Abtastwerten der Signalver­ laufsdarstellung einer Herzfunktion.

10. Vorrichtung zum Beurteilen der Wahrscheinlichkeit eines Kammerflimmerns auf der Basis einer Signalverlaufsdar­ stellung einer Herzfunktion, mit folgenden Merkmalen:
einer Einrichtung zum Berechnen (740) einer abgeschätz­ ten Periode für die Signalverlaufsdarstellung einer Herzfunktion;
einer Einrichtung zum Berechnen (740) eines minimalen Kammerflimmernindex; und
einer Einrichtung zum Verwenden (780) des berechneten minimalen Kammerflimmernindex in einem eindimensionalen Entscheidungsraum, um die Wahrscheinlichkeit für ein Kammerflimmern basierend auf der Signalverlaufsdarstel­ lung einer Herzfunktion zu berechnen.