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Die
vorliegende Erfindung betrifft medizinische Ausrüstungen. Genauer betrifft die
Erfindung ein System und ein Verfahren zur Berechnung des Umfangs
einer Änderung
der T-Wellen in einem Elektrokardiogramm-Signal.
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Es
besteht ein wachsendes Interesse an der Identifizierung von Patienten
mit T-Wellen-Alternans bzw.
-Veränderung,
da sich dieser bzw. diese als Marker für elektrische Instabilität erwiesen
hat. Beispielsweise beschreibt das
US-Patent
Nr. 5,148,812 , Richard L. Verrier und Bruce D. Nearing,
ein Verfahren für
eine nicht-invasive dynamische Verfolgung einer Anfälligkeit
eines Herzens für
Kammerflimmern durch Analyse des T-Wellen-Alternans. Das '812-Patent offenbart ein Verfahren zur
Quantifizierung des Umfangs der Änderung
in einem Elektrokardiogramm (EKG)-Signal, das beispielsweise während eines
körperlichen
Belastungstests nicht-invasiv durchgeführt werden könnte.
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Es
kann jedoch schwierig sein, den Umfang einer Veränderung exakt zu bestimmen.
Die Größe eines
Alternans liegt in der Regel im Bereich von mehreren Mikrovolt bis
mehreren hundert Mikrovolt. Diese kleinen Amplituden machen die
Messung und Analyse des Alternans anfällig für Rauschen. Rauschquellen,
wie weißes
Rauschen, Bewegungsartefakte, die durch Atmung oder Bewegungen des Patienten
bewirkt werden, rauschende bzw. laute Herzschläge, verfrühte Herzschläge und dergleichen können Alternansmessungen
verfälschen.
Die Erfinder haben daher nach einer Verbesserung der herkömmlichen
Verfahren der Alternans-Quantifizierung gesucht.
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Das
US-Patent 5,842,997 (Georgetown
University) offenbart ein Verfahren zur Verfolgung und Diagnose
einer Anfälligkeit
des Herzens für
Kammerflimmern. T-Wellenalternans und Herzratenvariabilität werden
gleichzeitig bewertet.
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Ausführungsformen
der Erfindung liefern ein System und ein Verfahren zur Quantifizierung
einer Veränderung
im T-Wellen- und ST-Segment eines EKG-Signals. In einer bevorzugten
Ausführungsform der
Erfindung wird ein digitalisiertes EKG-Signal (d.h. werden EKG-Daten)
zur Verarbeitung erhalten. Die EKG-Daten werden verwendet, um einen
ungeraden Mediankomplex für
die ungeraden Herzschläge
bzw. Schläge
in den EKG-Daten und einen geraden Mediankomplex für die geraden
Herzschläge
bzw. Schläge
in den EKG- Daten
zu berechnen. Der ungerade Mediankomplex wird dann mit dem geraden
Mediankomplex verglichen, um einen Schätzwert für den Umfang der Veränderung
von Herzschlag zu Herzschlag im EKG-Signal zu erhalten.
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Das
Filtern der EKG-Daten kann eine oder mehrere Tiefpassfilterungen
der EKG-Daten, um hochfrequentes
Rauschen zu beseitigen, das Anlegen eines Filters, der Grundlinienabwanderungen ausschließt (base
line wander removal filter), an die EKG-Daten, um niederfrequente
Artefakte auszuschließen,
Kammerarrhythmien aus den EKG-Daten auszuschließen und rauschende Herzschläge aus den
EKG-Daten auszuschließen,
beinhalten. Die gefilterten Daten eignen sich besser zur Verwendung bei
der Berechnung einer exakten Alternansschätzung.
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Der
Schritt des Anlegens eines Filters, der Grundlinienabwanderungen
ausschließt,
kann folgendes beinhalten: die Bestimmung eines isoelektrischen
Werts für
sowohl einen ersten isoelektrischen Punkt (Punkt 1) in einem ersten
Herzschlag, einen zweiten isoelektrischen Punkt (Punkt 2) in einem zweiten
Herzschlag als auch einen dritten isoelektrischen Punkt (Punkt 3)
in einem dritten Herzschlag der EKG-Daten; Anpassen einer Spline-Kurve
an die ersten drei isoelektrischen Werte; Subtrahieren der Werte
für die
Spline-Kurve von den entsprechenden Werten der EKG-Daten zwischen
dem ersten isoelektrischen Punkt und dem zweiten isoelektrischen Punkt;
Subtrahieren der Werte der Spline-Kurve von den entsprechenden Werten
der EKG-Daten zwischen dem zweiten isoelektrischen Punkt und dem dritten
isoelektrischen Punkt; Bestimmen eines isoelektrischen Werts für einen
nächsten
isoelektrischen Punkt (z.B. Punkt 4) in einem nächsten Herzschlag der EKG-Daten;
Anpassen einer nächsten
Spline-Kurve an den nächsten
isoelektrischen Wert (z.B. Punkt 4) und einen isoelektrischen Wert,
der zwei vorangehenden aufeinander folgenden isoelektrischen Punkten
(z.B. Punkte 2 und 3) entspricht; Subtrahieren der Werte für die nächste Spline-Kurve von den entsprechenden
Werten der EKG-Daten zwischen dem nächsten isoelektrischen Punkt
(z.B. Punkt 4) und dem vorangehenden isoelektrischen Punkt (z.B. Punkt
3); und Wiederholen des Verfahrens, bis eine gewünschte Vielzahl von Herzschlägen (z.B.
Punkte 3, 4 und 5; dann Punkte 4, 5 und 6 usw.) in der EKG-Datenbank
verarbeitet wurden, um Niederfrequenzartefakte aus den EKG-Daten
auszuschließen.
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Der
Schritt der Eliminierung von rauschenden Herzschlägen kann
die Berechnung eines Mittelwerts aller Abtastwerte innerhalb eines
ausgewählten
Abschnitts eines ausgewählten
Herzschlags der EKG-Daten, die Berechnung eines Unterschieds zwischen
dem Mittelwert und jedem Abtastwert innerhalb eines ausgewählten Abschnitts
des ausgewählten
Herzschlags, die Berechnung eines Durchschnittswerts des absoluten
Werts der Unterschiede, den Vergleich des Durchschnittswerts mit
einem Schwellenwert, die Identifizierung des ausgewählten Herzschlags
als rauschend auf der Basis des Vergleichs des Durchschnittswerts
mit dem Schwellenwert und die Eliminierung des rauschenden Schlags aus
der Berechnung der ungeraden und geraden Mediankomplexe beinhalten.
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Der
Schritt der Berechnung eines ungeraden Mediankomplexes kann wie
folgt vonstatten gehen. Ein erster Array (der den ungeraden Mediankomplex darstellt)
wird mit einer Vielzahl von ungeraden Mediankomplexwerten initialisiert.
Ein zweiter Array (der den geraden Mediankomplex darstellt) wird
mit einer Vielzahl von geraden Mediankomplexwerden initialisiert.
Die Abtastwerte eines ungeraden Herzschlags der EKG-Daten werden
mit entsprechenden Werten im ersten Array verglichen, und aufgrund
dieses Vergleichs werden die Werte des ersten Array wie folgt angepasst.
Wenn ein getasteter Wert des ungeraden Schlags den entsprechenden
Wert des ersten Array um einen ersten Betrag, der aber kleiner ist
als ein zweiter Betrag, überschreitet,
dann wird der entsprechende Wert um den ersten Betrag inkrementiert. Wenn
ein getasteter Wert des ungeraden Schlags den entsprechenden Wert
des ersten Array um den zweiten Wert oder um mehr als den zweiten
Wert überschreitet,
dann wird der entsprechende Wert um den zweiten Betrag inkrementiert.
Wenn ein getasteter Wert des ungeraden Schlags den entsprechenden
Wert um den ersten Betrag, aber um weniger als den zweiten Betrag
unterschreitet, dann wird der entsprechende Wert um den ersten Betrag
dekrementiert. Wenn schließlich
ein getasteter Wert des ungeraden Schlags den entsprechenden Wert
des ersten Array um den zweiten Betrag oder um mehr als den zweiten
Betrag unterschreitet, dann wird der entsprechende Wert um den zweiten
Betrag dekrementiert. Darauf schließt sich das gleiche Verfahren
für den zweiten
Array unter Verwendung der geraden Herzschläge an.
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Sobald
der ungerade Mediankomplex und der gerade Mediankomplex berechnet
wurden, wird ein Unterschied zwischen Abtastwertepunkten des ungeraden
Mediankomple xes und Abtastwertepunkten des geraden Mediankomplexes
für die
Region der T-Welle berechnet, um den geschätzten Wert des Umfangs der Änderung
zu erhalten. Vorzugsweise wird der maximale Unterschied zwischen
den beiden Komplexen in der Region der T-Welle als Schätzwert für die Höhe der Alternation
verwendet.
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Falls
gewünscht,
können
die EKG-Daten in Zeitsegmente aufgeteilt werden, wobei ein Alternansschätzwert für jedes
Segment berechnet wird. Beispielsweise kann der Umfang einer Änderung
für ein Zeitsegment
der EKG-Daten, das 15 Sekunden entspricht, berechnet werden.
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Diese
und andere Merkmale und Vorteile von zumindest Ausführungsformen
der Erfindung werden nachstehend ausführlich mit Bezug auf die Figuren beschrieben,
in denen gleiche Bezugszahlen gleiche Elemente anzeigen. Außerdem entspricht
in den Figuren das am weitesten links stehende Zeichen jeder Bezugszahl
der Figur, in der die Bezugszahl zuerst verwendet wird.
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KURZE BESCHREIBUNG DER FIGUREN
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1 ist
ein typisches EKG-Diagramm.
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2 ist
ein EKG-Diagramm, das eine Überlagerung
mehrer Herzschläge
zeigt, um eine T-Wellenveränderung
darzustellen.
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3 ist
ein Ablaufschema, welches das Verfahren der Erfindung darstellt.
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4 ist
ein Ablaufschema, welches das Verfahren der Berechnung eines Schätzwerts
für die Veränderung
entsprechend der vorliegenden Erfindung darstellt.
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5 ist
ein Ablaufschema, das eine Filterung von EKG-Daten gemäß der vorliegenden
Erfindung darstellt.
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6 ist
ein Ablaufschema, welches das Verfahren einer Beseitigung von Grundlinienabwanderungen
gemäß der vorliegenden
Erfindung darstellt.
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7 ist
ein Ablaufschema, welches das Verfahren der Filterung von EKG-Daten
gemäß der vorliegenden
Erfindung zum Ausschließen
von rauschenden Herzschlägen
darstellt.
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8 ist
ein Ablaufschema, welches die Berechnung eines Mediankomplexes gemäß der vorliegenden
Erfindung darstellt.
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9 ist
ein Blockschema eines Computersystems zur Implementierung der vorliegenden
Erfindung.
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10 ist
ein Funktionsblockschema der Implementierung eines Computer-Softwareprogramms der
Erfindung.
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11A und 11B enthalten
ein Ablaufschema der Schritte, die von einem Wellenform-Messmodul 1002 von 10 ausgeführt werden.
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Die
bevorzugten Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung werden nachstehend im Einzelnen erörtert.
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1 zeigt
ein repräsentatives
menschliches Flächen-EKG 100.
Ein Ausschlag 102 wird als „P-Welle" bezeichnet und geht auf eine Erregung
der Vorhöfe
zurück.
Ausschläge 104, 106 und 108 werden
als „Q-Welle", „R-Welle" und „S-Welle" bezeichnet und sind
die Folge einer Erregung (Depolarisierung) der Herzkammern. Ein
Ausschlag 110 wird als „T-Welle" bezeichnet und geht auf eine Erholung
(Repolarisierung) der Herzkammern zurück. Ein Zyklus (d.h. ein kardiärer Zyklus
oder ein Herzschlag) des EKG vom Scheitelpunkt einer ersten R-Welle 106A bis
zum Scheitelpunkt einer nächsten
R-Welle 106B wird als R-R-
oder Zwischenschlag-Intervall bezeichnet.
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Ein
Abschnitt 112 des EKG 100 zwischen dem Ende der
S-Welle 108 und dem Beginn der T-Welle 110 wird
als „ST-Segment" bezeichnet. Da diese
Erfindung Alternanser scheinungen sowohl im ST-Segment als auch in
der T-Welle betrifft, schließt der
Ausdruck „T-Welle" in dieser Offenbarung
sowohl die T-Wellen- als auch die ST-Segmentabschnitte des EKG ein.
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Andere
Abschnitte des EKG 100, die von Interesse sind, schließen das
TP-Segment, das PQ-Segment, den J-Punkt und den isoelektrischen Wert
ein. Das TP-Segment ist der Abschnitt 114 des EKG 100 zwischen
dem Ende der T-Welle 110 und dem Beginn der P-Welle 102.
Das PQ-Segment ist der Abschnitt 119 des EKG 100 zwischen
dem Ende der P-Welle 102 und
dem Beginn der Q-Welle 104. Der J-Punkt, der vom Punkt 116 angezeigt
wird, markiert das Ende des QRS-Komplexes und wird verwendet, um
den Beginn des ST-Segments 112 anzuzeigen.
Der isoelektrische Wert wird von einem Punkt 118 dargestellt,
der auf einem flachen Abschnitt des PQ-Segments 119 ausgewählt wird.
Der isoelektrische Wert kann jedoch auch von einem (nicht dargestellten)
Punkt, der auf dem TP-Segment 114 ausgewählt wird,
dargestellt werden.
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Ein
T-Wellenalternans oder eine -veränderung
ist eine regelmäßige Variation,
die von Herzschlag zu Herzschlag in der T-Welle eines EKG auftritt,
die sich alle zwei Schläge
wiederholt und mit einer zugrunde liegenden elektrischen Instabilität des Herzens
in Zusammenhang gebracht wird. Siehe Nearing B. D., Huang A. H.
und Verrier R. L. „Dynamic Tracking
of Cardiac Vulnerability by Complex Demodulation of the T-Wave", Science 252: 437–440, 1991.
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2 stellt
das Konzept der T-Wellenveränderung
dar. Es ist ein präkardiales
Abtastwerte-EGK-Signal 200 dargestellt. Im EKG 200 wurden mehrere
Herzschläge übereinander
gelegt, um den Alternans darzustellen. Eine Linie 206 zeigt
den Beginn der T-Welle an und eine Linie 208 zeigt das Ende
der T-Welle an. Der Alternans ist bei 210 als Abweichung
zwischen den übereinander
gelegten Abschnitten der T-Wellen aufeinander folgender Schläge angezeigt.
Man beachte, dass die Veränderung
hauptsächlich
während
der ersten Hälfte
der T-Welle auftritt, wie zwischen Linien 202, 204 dargestellt.
Dies ist der Zeitabschnitt, in dem das Herz am anfälligsten
für eine
kardiäre
elektrische Instabilität ist.
Diese Anfälligkeit
wird von einem Graphen 212 angezeigt, der grafisch die
Strommenge anzeigt, die nötig
ist, um ein Kammerflimmern zu induzieren. Man beachte, dass die
Anfälligkeit
zu der Zeit, die einem Punkt 214 im Graphen 212 entspricht,
am höchsten ist.
Der Punkt 214 zeigt an, dass eine minimale Strommenge an
diesem Punkt des Anfälligkeitszeitabschnitts
ein Kammerflimmern induziert. Eine ausführlichere Erörterung
von EKG-Erfassung und -Analyse liegt in Dale Rubin, Rapid Interpretation
of EKGs, 4. Auflage, Cover Publishing Company, 1990 vor.
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Eine
bevorzugte Ausführungsform
eines Alternans-Quantifizierungsverfahrens 300 gemäß der Erfindung
ist in 3 dargestellt. In einem ersten Schritt 302 wird
ein digitalisiertes EKG-Signal zur Verarbeitung empfangen. Um die
Bezugnahme zu erleichtern, wird das digitalisierte EKG-Signal hierin als
EKG-Daten bezeichnet. In einem Schritt 304 werden die EKG-Daten
in eine Vielzahl (n) von Messintervallen segmentiert. Wenn beispielsweise
die EKG-Daten eine EKG-Messung darstellen, die von einem Patienten über einen
Zeitraum von 10 Minuten genommen wurde, kann das 10 Minuten lange
Signal in kleinere Segmente (z.B. von 15 Sekunden) zur Verarbeitung
aufgeteilt werden. Alternativ dazu kann der ganze Satz aus 10 Minuten
EKG-Daten als einzelnes Segment behandelt werden. Schließlich wird in
Schritt 306 ein Schätzwert
für die
Veränderung
für jedes
Messintervall oder -segment berechnet.
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Schritt 306,
in dem ein Schätzwert
für die Veränderung
berechnet wird, wird mit Bezug auf 4 ausführlicher
erörtert.
In einem Schritt 402 werden die EKG-Daten digital gefiltert.
Wie nachstehend ausführlicher
beschrieben wird, entfernt der digitale Filter beispielsweise Hochfrequenzrauschen, verfrühte Herzschläge, rauschende
Herzschläge
und Artefakte, die auf Atmung und Bewegungen des Patienten zurückgehen.
In einem Schritt 404 wird ein ungerader Mediankomplex für mindestens
einen ungeraden Herzschlag in den EKG-Daten berechnet. In einem
Schritt 406 wird ein gerader Mediankomplex für mindestens
einen geraden Herzschlag in den EKG-Daten berechnet. Schließlich werden
in einem Schritt 408 die ungeraden und die geraden Mediankomplexe
verglichen, um einen Schätzwert
der Amplitude der Veränderung
von Herzschlag zu Herzschlag in den EKG-Daten zu erhalten. Jeder
dieser Schritte von 4 wird nachstehend ausführlicher erörtert Wie
hierin verwendet, bezeichnet der Ausdruck „Mediankomplex" eine Mediandarstellung
eines oder mehrerer Herzschläge
der EKG-Daten. Zwar kann der Mediankomplex nur einen einzigen Herzschlag
darstellen, aber gemäß der Erfindung trägt eine
größere Zahl
von Schlägen
zu den Medianwerten des Komplexes bei. Der resultierende Mediankomplex
stellt einen Durchschnitt der Abtastwerte der Herzschläge (ungerade
oder gerade) dar, die zu ihm beitragen. In einer bevorzugten Ausführungsform
ist der Mediankomplex jedoch nicht ein wahrer Durchschnitt, da die
Durchschnittsbildung so durchgeführt
wird, dass die Wirkung, die ein einzelner Herzschlag auf den Mediankomplex
haben kann, begrenzt ist. Dadurch wird verhindert, dass ein verfälschter
Herzschlag die Genauigkeit des Mediankomplexes verzerrt (z.B. negativ
beeinflusst). Wie dies in der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung bewerkstelligt
wird, ist nachstehend mit Bezug auf 8 beschrieben.
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Der
Filterungsschritt 402 wird ausführlicher mit Bezug auf 5 beschrieben. 5 zeigt
einen Tiefpassfilterungsschritt 502, einen Schritt zum
Ausschließen
einer Grundlinienabwanderung 504, einen Schritt zum Ausschließen einer
Kammerarrhythmie 506 und einen Schritt 508, mit
dem rauschende Herzschläge
eliminiert werden. In einer bevorzugten Ausführungsform wird jeder dieser
unabhängigen
Filterungsschritte mit den EKG-Daten durchgeführt, bevor die Daten verwendet
werden, um die Mediankomplexe in den Schritten 404 und 406 zu
berechnen. Ein Fachmann wird jedoch erkennen, dass einer oder mehrere
dieser Schritte weggelassen werden können, falls gewünscht. Ein
Fachmann wird auch erkennen, dass diese Schritte nach Wunsch in
einer anderen Reihenfolge durchgeführt werden können.
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In
Schritt 502 werden die EKG-Daten tiefpassgefiltert, um
Hochfrequenzrauschen auszuschließen. In einer bevorzugten Ausführungsform wird
ein Butterworth-Filter achter Ordnung mit einer Grenzfrequenz von
40 Hz verwendet. In Schritt 504 wird ein Filter um Ausschließen einer
Grundlinienabwanderung an die EKG-Daten angelegt, um Niederfrequenzartefakte
zu entfernen. Beispiele für
Niederfrequenzartefakte schließen
Artefakte ein, die durch die Atmung des Patienten verursacht werden,
ebenso wie durch Bewegungen des Patienten beispielsweise während einem
körperlichen
Belastungstest auf einem Laufband oder einem Trainingsrad.
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Die
Funktionsweise des Filters, mit dem Grundlinienabwanderungen ausgeschlossen
werden sollen, wird mit Bezug auf 6 beschrieben.
In einem Schritt 602 wird ein isoelektrischer Wert für die ersten
drei Schläge
in den EKG-Daten bestimmt. In einer bevor zugten Ausführungsform
wird der isoelektrische Punkt im PQ-Segment eines Schlags ausgewählt. Der
isoelektrische Punkt wird beispielsweise als Punkt ausgewählt, der
56 ms vor dem Scheitel der R-Welle auftritt (die R-Welle wird im
Allgemeinen als Bezugsgröße für die Lokalisierung
anderer Abschnitte des Herzschlagkomplexes verwendet, da ihre große Amplitude
ihre leichte Identifizierung erlaubt). In alternativen Ausführungsformen
kann der isoelektrische Punkt im TP-Segment ausgewählt werden.
In jedem Fall können
die Punkte von einem Anwender bei der visuellen Prüfung der
EKG-Daten verschoben werden, um gewünschte Ergebnisse zu erzielen.
Eine solche manuelle Anpassung kann jeweils einmal pro Messintervall
vorgenommen werden.
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Schritt 602 erzeugt
drei Datenpunkte, einen isoelektrischen Wert von jedem der ersten
drei Schläge.
In einem Schritt 604 wird eine Spline-Kurve an die drei
isoelektrischen Werte, die den drei isoelektrischen Punkten entsprechen,
angepasst. In dieser bevorzugten Ausführungsform wird eine kubische Spline-Kurve
verwendet. Wenn isoelektrische Daten von zusätzlichen Schlägen verwendet
werden, können
jedoch Splines höherer
Ordnung verwendet werden. Ferner kann mehr als ein Punkt pro Herzschlag verwendet
werden, um den Spline anzupassen. Beispielsweise könnten zwei
Punkte pro Herzschlag verwendet werden; ein Punkt vom PQ-Segment
und ein Punkt vom TP-Segment.
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In
einem Schritt 606 werden die Werte der Spline-Kurve von
den entsprechenden Werten der EKG-Daten zwischen den ersten und
zweiten isoelektrischen Punkten (d.h. den EGK-Daten, die zwischen
den ersten und zweiten isoelektrischen Punkten liegen) subtrahiert.
In einem Schritt 608 werden die Werte der Spline-Kurve
von den entsprechenden Werten der EKG-Daten zwischen den zweiten
und dritten isoelektrischen Punkten subtrahiert. Dies bewirkt, dass
eine Abwanderungsschwankung von der isoelektrischen Grundlinie des
EKG-Signals für
die ersten drei Herzschläge
der EKG-Daten ausgeschlossen wird. In einem Schritt 612 wird
eine Spline-Kurve an die zweiten, dritten und vierten isoelektrischen
Werte angepasst. In einem Schritt 614 werden die Werte
der Spline-Kurve, die in Schritt 612 bestimmt wurden, von
den EKG-Daten für
die Abschnitt des EKG, die zwischen den dritten und vierten isoelektrischen
Punkten liegen, subtrahiert. In einem Schritt 616 werden
die Schritte 610 bis 614 für nachfolgende Herzschläge wiederholt
(z.B. sind die nächsten
drei zu verarbeitenden Herzschläge
die Herzschläge
3, 4 und 5; und dann die Herzschläge 4, 5 und 6 usw.), bis alle
gewünschten
Herzschläge (z.B.
alle Herzschläge
in dem gewünschten EKG-Segment)
verarbeitet sind, um die Niederfrequenzartefakte, welche die isoelektrische
Grundlinie beeinträchtigen,
auszuschließen.
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Das
Ergebnis der Filterung für
einen Ausschluss der Grundlinienabwanderung von Schritt 504 ist
eine Normalisierung der EKG-Daten auf eine gemeinsame isoelektrische
Grundlinie.
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Wie
in 5 dargestellt, schließt Schritt 506 Kammerarrhythmien
aus den EKG-Daten
aus. Beispiele für
Kammerarrhythmien schließen
vorzeitige Schläge,
Coupletts, Tripletts und Kammertrachykardie ein. Dies sind Schläge, die
nicht durch das normale Leitungssystem des Herzens initiiert werden. Ein
normales, gesundes Herz kann ein paar solcher Arrhythmien pro Stunde
aufweisen, während
ein krankes Herz eine viel größere Anzahl
davon aufweisen kann. Vorzugsweise werden solche Schläge identifiziert,
damit sie die Alternansberechnungen nicht verzerren. Kammerarrhythmien
werden in der Regel auf der Basis eines Vergleichs des R-R-Intervalls
der Herzschläge
identifiziert. Beispielsweise wäre
bei einer Herzrate von 60 Schlägen
pro Minute das R-R-Intervall eines normalen Herzschlags eine Sekunde,
während
ein arhythmischer Herzschlag ein R-R-Intervall von nur 0,6 Sekunden
aufweisen könnte.
Arhythmische Schläge
können
auch auf der Basis der R-Welle identifiziert werden.
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Einmal
identifiziert, können
arhythmische Schläge
aus den EGK-Daten eliminiert werden oder können während einer weiteren Verarbeitung
der EKG-Daten ignoriert werden.
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In
Schritt 508 werden rauschende Herzschläge aus den EKG-Daten eliminiert.
Die Entfernung rauschender Herzschläge wird mit Bezug auf 7 ausführlicher
beschrieben. Vorzugsweise wird jeder Herzschlag im EKG-Datensegment
analysiert, um zu bestimmen, ob er ein rauschender Schlag ist. Rauschende
Schläge
werden aus der weiteren Verarbeitung eliminiert, so dass sie die
Alternansberechnungen nicht verzerren. Die Bestimmung, ob ein Schlag
verrauscht ist, wird wie folgt ausgeführt. In einem Schritt 702 wird
ein Mittelwert für
alle Abtastwerte in einem ausgewählten
Abschnitt eines Herzschlags berechnet. In einer bevorzugten Ausführungsform
ist der ausgewählte
Abschnitt das TP-Segment des Herz schlags. Der Ort des TP-Segments
jedes Herzschlags wird auf der Basis des Scheitels der R-Welle bestimmt. In
einer bevorzugten Ausführungsform
ist der ausgewählte
Abschnitt das TP-Segment des Herzschlags. Der Ort des TP-Segments
jedes Herzschlags wird als Abschnitt des Herzschlags, der in der
Region zwischen 0,5 und 0,7 des R-R-Intervalls auftritt, geschätzt. Beispielsweise tritt
bei einer gegebenen Herzrate von 60 Schlägen pro Minute ein Schlag pro
Sekunde auf, so dass das R-R-Intervall 1,0 Sekunde lang ist. In
diesem Fall würde
geschätzt
werden, dass das TP-Segment in der Region zwischen 0,5 und 0,7 Sekunden
nach dem Scheitel der ersten R-Welle auftritt. Der Mittelwert für das TP-Segment
wird durch Bilden des Durchschnitts zusammen mit den Abtastwerte
der EKG-Daten, die im TP-Segment
angeordnet sind, bestimmt.
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In
einer alternativen Ausführungsform
kann das TP-Segment manuell durch einen Anwender während einer
visuellen Prüfung
der EKG-Daten eingestellt werden. Ferner kann dieser Schritt der
Eliminierung von rauschenden Schlägen übersprungen werden, wenn vom
Anwender gewünscht.
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In
einem Schritt 704 wird jeder getastete Wert des TP-Segments
mit diesem Mittelwert verglichen. In einem Schritt 706 wird
ein Durchschnitt der absoluten Werte der Unterschiede, die in Schritt 704 errechnet
wurden, für
die Abtastwerte des TP-Segments berechnet. Alternativ dazu kann
eine Standardabweichung oder -varianz der Abtastwerte des TP-Segments berechnet
werden. In einem Schritt 708 wird der Durchschnittswert
mit einem Schwellenwert verglichen. Beispielsweise wird ein Schwellenwert
von 50 μV
als bevorzugte Ausführungsform
der Erfindung verwendet. Somit wird, wenn der Durchschnittswert
des absoluten Werts der Unterschiede zwischen jedem Abtastwert im
TP-Segment und dem Mittelwert größer ist
als 50 μV,
der Herzschlag als ein rauschender Herzschlag klassifiziert, wie
in Schritt 710 angegeben. Schritt 712 gibt an,
dass rauschende Schläge
für die
Berechnung der ungeraden und geraden Mediankomplexe in den Schritten 404 und 406 von 4 nicht
verwendet werden.
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Wie
in 4 dargestellt, werden die gefilterten EKG-Daten
verwendet, um den ungeraden Mediankomplex und den geraden Mediankomplex
in den Schritten 404 und 406 zu berechnen. Schritt 404,
in dem ein ungerader Mediankomplex berechnet wird, wird mit Be zug
auf 8 ausführlicher
beschrieben. Auch wenn das Verfahren von 8 mit Bezug
auf die Berechnung eines ungeraden Mediankomplexes beschrieben wird,
wird ein Fachmann erkennen, dass das Verfahren zur Berechnung eines
geraden Mediankomplexes dem der Berechnung eines ungeraden Mediankomplexes
identisch ist, wobei lediglich gerade Herzschläge statt ungerader Herzschläge eingesetzt
werden.
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In
einem Schritt 802 wird ein erster Array mit einer Vielzahl
von ungeraden Mediankomplexwerten initialisiert. Beispielsweise
können
die Abtastwerte des ersten Herzschlags der EKG-Daten als Anfangswerte
des ungeraden Mediankomplexes verwendet werden. Alternativ dazu
können,
wenn ein vorhergehendes EKG-Segment (siehe Schritt 304 von 3) verarbeitet
wurde, die ungeraden Medianwerte, die aus der Berechnung resultieren,
als Anfangswerte für den
ungeraden Median in Schritt 802 verwendet werden. In einem
Schritt 804 wird der nächste
Herzschlag der EKG-Daten Tastwert für Tastwert mit dem ungeraden
Mediankomplex verglichen. Jeder ungerade Herzschlag (d.h. die Herzschläge 1, 3,
5, 7, 9 usw.) wird auf der Basis des Scheitels der R-Welle identifiziert.
In einer bevorzugten Ausführungsform wird
ein Herzschlag als EKG-Daten identifiziert, der zwischen einem Punkt
450 ms vor dem Scheitel der R-Welle bis 550 ms nach dem Scheitel
der R-Welle für
insgesamt 1,0 Sekunden EKG-Daten identifiziert. Bei einer Abtastrate
von 128 Hz entspricht dies 128 Abtastwerten pro Herzschlag. Somit
werden, wenn der erste Herzschlag verwendet wird, um den ungeraden
Mediankomplex zu initialisieren, 128 Abtastwerte, die den dritten
Herzschlag darstellen (d.h. den nächsten ungeraden Herzschlag)
mit den entsprechenden 128 Abtastwerten im ungeraden Mediankomplex
verglichen.
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Für jeden
getasteten Wert eines ungeraden Herzschlags, der mit einem entsprechenden
Abtastwert im ungeraden Mediankomplex verglichen wird, wird das
Ergebnis des Vergleichs in den Schritten 806 bis 820 untersucht.
In Schritt 806 wird, wenn der Abtastwert des aktuellen
Herzschlags den entsprechenden Wert des Mediankomplexes um einen
ersten vorgegebenen Betrag, aber um weniger als einen zweiten vorgegebenen
Betrag überschreitet,
der entsprechende Wert des Mediankomplexes um den ersten vorgegebenen
Betrag inkrementiert. Dies ist in Schritt 808 dargestellt.
In Schritt 810 wird, wenn der Abtastwert des aktuellen
ungeraden Herzschlags den entsprechenden Wert des ungeraden Mediankomplexes
um den zweiten Betrag oder um mehr als den zweiten Betrag überschreitet,
in Schritt 812 der entsprechende Wert im ungeraden Mediankomplex um
den zweiten Betrag inkrementiert.
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Die
Schritte 814–820 sind
parallel zu den Schritten 806–812, aber betreffen
den Fall, dass der Abtastwert des aktuellen Herzschlags unter dem
entsprechenden Wert des Mediankomplexes liegt. Das heißt, wenn
der Abtastwert des aktuellen Herzschlags um den vorgegebenen Wert,
aber um weniger als den zweiten Wert unter dem vorgegebenen Wert
des Mediankomplexes liegt (siehe Schritt 814), wird der
entsprechende Wert des Mediankomplexes um den ersten vorgegebenen
Betrag dekrementiert (siehe Schritt 816). Wenn der Abtastwert
des aktuellen ungeraden Herzschlags um den zweiten Betrag oder um
mehr als den zweiten Betrag unter dem Wert des ungeraden Mediankomplexes
liegt (siehe Schritt 818), dann wird der entsprechende
Wert im ungeraden Mediankomplex um den zweiten Wert dekrementiert
(siehe Schritt 820).
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Wie
in Schritt 822 dargestellt, werden die Schritte 804 bis 818 für jeden
Abtastwert jedes ungeraden Herzschlags wiederholt, bis die gewünschte Zahl
an ungeraden Herzschlägen
(d.h. mindestens einer) verarbeitet ist. Der resultierende ungerade
Mediankomplex stellt einen Durchschnittswert der Abtastwerte der
ungeraden Herzschläge
dar. Jedoch wird der Durchschnitt auf solche Weise ermittelt, dass
die Wirkung, die ein einzelner Herzschlag auf den Mediankomplex
haben kann, auf nicht mehr als den zweiten Betrag begrenzt ist.
Dies verhindert, dass ein verfälschter
Herzschlag die Genauigkeit des Mediankomplexes verzerrt (d.h. negativ
beeinflusst). In einer bevorzugten Ausführungsform ist der erste Betrag
gleich einer Hälfte
des zweiten Betrags. Beispielsweise wird der erste Betrag so ausgewählt, dass
er der Höhe
eines Abtastwerts des digitalisierten EKG-Signals gleich ist. Bei
einem 10 Bit-Digital/Analog-Wandler
(ADC) und einer maximalen Signalamplitude im Bereich von –2,5 mV
bis +2,5 mV weist der ADC eine Auflösung von 4,88 μV pro Abtastwerthöhe auf.
Somit liegt der erste Wert bei 4,88 μV und der zweite Wert liegt
bei 9,76 μV.
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In
dieser bevorzugten Ausführungsform
wird der Unterschied zwischen jedem Abtastwert eines Herzschlags
und dem Median-Herzschlagkomplex mit ersten und zweiten Beträgen verglichen.
In einer alternativen Ausführungsform
der Erfindung kann der Median-Herzschlagkomplex einfach um den ersten Betrag
inkrementiert werden, wenn der Abtastwert größer ist als der Mediankomplex,
und um den ersten Betrag dekrementiert werden, wenn der Abtastwert kleiner
ist als der Mediankomplex. In einer anderen alternativen Ausführungsform
kann der Unterschied zwischen jedem Abtastwert eines Herzschlags
und dem Median-Herzschlagkomplex mit mehr als zwei Schwellenwerten
(z.B. drei, vier oder mehr) mit entsprechenden Inkrementierungs-/Dekrementierungswerten
verglichen werden.
-
Sobald
der ungerade Mediankomplex und der gerade Mediankomplex berechnet
wurden, werden sie in Schritt 408 verglichen (siehe 4),
um einen Schätzwert
der Amplitude einer Veränderung von
Herzschlag zu Herzschlag in den EKG-Daten zu erhalten. In einer
bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung beinhaltet der Vergleich die Bestimmung des maximalen
Unterschieds zwischen den entsprechenden Werten des ungeraden Mediankomplexes und
des geraden Mediankomplexes in der Region des Herzschlags zwischen
dem J-Punkt und dem Ende der T-Welle. Der J-Punkt ist als Punkt
definiert, der das Ende des QRS-Komplexes markiert, und wird verwendet,
um den Anfang des ST-Segments anzuzeigen. In einer bevorzugten Ausführungsform der
Erfindung wird der J-Punkt zu Anfang als Punkt definiert, der 56
ms nach dem Scheitel der R-Welle auftritt. Das Ende der T-Welle wird zu Anfang
als Punkt definiert, der t Millisekunden nach dem Scheitel der T-Welle auftritt, wobei
t durch die folgende Gleichung bestimmt wird: t
= 505 – 1,878HR
+ 0,0026HR2 wobei „HR" die Herzrate, ausgedrückt in Schlägen pro
Sekunde, ist, und „t" in ms (Millisekunden)
ausgedrückt
wird.
-
Diese
Anfangswerte für
den J-Punkt und das Ende der T-Welle sind Schätzwerte. Der Anfangswert für den J-Punkt
wird dann vorzugsweise einem Anwender als Cursor, der über einen
abgetasteten Herzschlag (oder über
einen Durchschnittsherzschlag) von einem Messintervall gelegt ist,
angezeigt, um eine manuelle Anpassung durch den Anwender zu ermöglichen,
falls nötig.
Der J-Punkt kann einmal für
den gesamten Durchgang des Messintervalls angepasst werden.
-
Das
End der T-Welle wird für
jeden Herzschlag auf der Basis der oben aufgeführten Gleichung berechnet.
Die Gleichung setzt das Ende des T-Wellenpunkts etwas nach hinten,
wenn das aktuelle Ende der T-Welle erwartet wird. Dadurch wird sichergestellt,
dass die gesamte T-Welle aufgenommen wird. Das Ende der T-Welle
kann als Cursor auf einem abgetasteten Herzschlag zur Prüfung durch einen
Anwender angezeigt werden.
-
Man
beachte, dass für
das erste Messintervall die ungeraden Herzschläge bis zum Ende des Messintervalls
1, 3, 5, 7 ... sind. Ebenso sind die geraden Herzschläge für das erste
Messintervall bis zum Ende des Messintervalls 2, 4, 6, 8 .... Für alle anschließenden Messintervalle
sind, wenn der letzte Herzschlag des unmittelbar vorangehenden Messintervalls
GERADE war, die ungeraden Herzschläge die Herzschläge 1, 3,
5, 7 usw., und die geraden Herzschläge sind die Schläge 2, 4,
6, 8 usw. Wenn der letzte Schlag des unmittelbar vorangehenden Messintervalls
jedoch UNGERADE war, dann sind die ungeraden Schläge die Schläge 2, 4,
6, 8 usw., und die geraden Schläge
sind die Schläge
1, 3, 5, 7 usw. Diese letztere Regel wahrt die relativen Gruppierungen
der ungeraden und geraden Herzschläge durch eine EKG-Datendatei,
wenn das Verfahren von einem Messintervall zum nächsten fortschreitet.
-
Das
Verfahren der Erfindung kann auch verwendet werden, um eine Veränderung
während
einer Vorhof-Umpolarisierung zu quantifizieren. Das heißt, sobald
ein Alternans während
einer Kammer-Umpolarisierung auftritt, kann auch ein Veränderungsmuster
während
der Umpolarisierung der Vorhöfe
erkannt werden. Der Alternans in der aktrialen T-Welle zeigt eine elektrische Instabilität während einer
Vorhof-Umpolarisierung und warnt vor einem Kammerflimmern.
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Das
Verfahren der Erfindung kann mittels Hardware, Software oder einer
Kombination davon implementiert werden und kann in einem oder mehreren
Computersystemen oder anderen Verarbeitungssystemen implementiert
werden. In einer beispielhaften Ausführungsform wurde die Erfindung
in Software implementiert, die auf einem Allzweckcomputer 900,
wie in 9 dargestellt, ausgeführt wurde. Das Computersystem 900 schließt einen
oder mehrere Prozessoren, wie einen Prozessor 904 ein.
Der Prozessor 904 ist mit einer Kommunikationsinfrastruktur 906 (z.B.
einem Kommunikationsbus, eine Cross-over-Schiene oder einem Netzwerk)
verbunden. Das Computersystem 900 schließt eine
Anzeigenschnittstelle 902 ein, die Grafik, Text und andere Daten
von der Kommunikationsinfrastruktur 906 (oder von einem
nicht dargestellten Rahmenpuffer) zur Anzeige auf der Anzeigeneinheit 930 sendet.
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Das
Computersystem 900 schließt auch einen Hauptspeicher 908,
vorzugsweise einen Schreib-/Lesespeicher (RAM) ein, und kann auch
einen sekundären
Speicher 910 einschließen.
Der sekundäre
Speicher 910 kann beispielsweise ein Festplattenlaufwert 912 und/oder
ein Wechselspeicher-Laufwerk 914, beispielsweise ein Floppy Disk-Laufwerk,
ein Magnetbandlaufwerk, ein optisches Laufwert, usw. einschließen. Das
Wechselspeicher-Laufwerk 914 liest
auf bekannte Weise aus einer Wechselspeichereinheit 918 oder
schreibt in dieses. Die Wechselspeichereinheit 918 ist
z.B. eine Floppy Disk, ein Magnetband, eine optische Platte usw.
die von einem Wechselspeicherlaufwerk 914 gelesen und beschrieben
wird. Es sei klargestellt, dass die Wechselspeichereinheit 918 ein
computerverwendbares Speichermedium einschließt, in dem Computersoftware
und/oder Daten gespeichert sind.
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In
alternativen Ausführungsformen
kann der sekundäre
Speicher 910 andere Mittel einschließen, damit Computerprogramme
oder andere Instruktionen in das Computersystem 900 geladen
werden können.
Solche Mittel schließen
beispielsweise eine Wechselspeichereinheit 922 und eine
Schnittstelle 920 ein. Beispiele für solche Wechselspeichereinheiten/-schnittstellen
schließen
eine Programmkassette und -kassettenschnittstelle (wie sie in Videospieleinrichtungen
zu finden sind), einen Wechselspeicherchip (wie einen ROM, einen
PROM, einen EPROM oder einen EEPROM) und zugehörige Buchsen, und andere Wechselspeichereinheiten 922 und
-schnittstellen 90 ein, die eine Übertragung von Software und
Daten von der Wechselspeichereinheit 922 zum Computersystem 900 ermöglichen.
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Das
Computersystem 900 kann auch eine Kommunikationsschnittstelle 924 einschließen. Die Kommunikationsschnittstelle 924 ermöglicht die Übertragung
von Software und Daten zwischen Computersystem 900 und
externen Einrichtungen. Beispiele für Kommunikationsschnittstellen 924 können ein
Modem, eine Netzwerkschnittstelle (wie eine Ethernet-Karte, einen
Kommunikationsport, einen PCMCIA-Slot und eine -Karte, usw.) einschließen. Software
und Daten, die über
eine Kommunikationsschnittstelle 924 übertra gen werden, liegen in
Form von Signalen vor, bei denen es sich um elektronische, elektromagnetische,
optische oder andere Signale handeln kann, die von einer Kommunikationsschnittstelle 924 empfangen
werden können.
Signale 928 werden einer Kommunikationsschnittstelle 924 über einen
Kommunikationskanal (d.h. einen Kanal) 926 bereitgestellt.
Der Kanal 926 transportiert Signale 928 und kann
unter Verwendung von Draht oder Kabel, Faseroptik, einer Telefonleitung,
einer Mobiltelefonverbindung, einer RF-Verbindung oder anderen Kommunikationskanälen implementiert
werden.
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In
dieser Schrift werden die Ausdrücke „Computerprogrammmedium" und „computereinsetzbares
Medium" verwendet,
um allgemein Medien wie ein Wechselspeicherlaufwerk 914,
eine Festplatte, die in einem Festplattenlaufwerk 912 installiert
ist, und Signale zu bezeichnen. Diese Computerprogrammprodukte sind
Mittel, um einem Computersystem 900 Software bereitzustellen.
Die Erfindung schließt
solche Computerprogrammprodukte ein.
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Computerprogramme
(auch als Computer-Steuerlogik bezeichnet) werden im Hauptspeicher 908 und/oder
im sekundären
Speicher 910 gespeichert. Computerprogramme können auch über eine
Kommunikationsschnittstelle 910 abgerufen werden. Solche
Computerprogramme, wenn sie ausgeführt werden, ermöglichen
es dem Computersystem 900, die Merkmale der vorliegenden
Erfindung, die hierin erörtert
sind, auszuführen.
Genauer ermöglichen
die Computerprogramme, wenn sie ausgeführt werden, es dem Prozessor 904,
die Funktionen der vorliegenden Erfindung durchzuführen. Somit
stellen solche Computerprogramme Controller des Computersystems 900 dar.
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In
einer Ausführungsform,
in der die Erfindung mittels Software implementiert wird, kann die Software
in einem Computerprogrammprodukt gespeichert und mittels eines Wechselspeicherlaufwerks 914,
eines Festplattenlaufwerks 912 oder einer Kommunikationsschnittstelle 924 in
das Computersystem geladen werden. Die Steuerlogik (Software), wenn
sie vom Prozessor 904 ausgeführt wird, bewirkt, dass der
Prozessor 904 die Funktionen der Erfindung wie sie hierin
beschrieben sind, ausführt.
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In
einer anderen Ausführungsform
wird die Erfindung in erster Linie in Hardware implementiert, wobei
beispielsweise Hardware-Komponenten wie anwendungsspezifische integrierte
Schaltungen (ASICs) verwendet werden. Die Implementierung der Hardwarezustandsmaschine,
um die hierin beschriebenen Funktionen auszuführen, sind für den Fachmann
auf dem/den einschlägigen
Fachgebiet(en) nahe liegend.
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In
einer weiteren Ausführungsform
wird die Erfindung mittels einer Kombination aus sowohl Hardware
als auch Software implementiert.
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In
einem Beispiel für
die Software der Erfindung wurden die oben beschriebenen Verfahren
in der C++-Programmiersprache implementiert. Die Software wird dann
in ein Computersystem 900 geladen. In dieser Ausführungsform
ist das Computersystem 900 eine MARS-8000 Unity Workstation,
die von Marquette, Wisconsin, USA, erhältlich ist. Die MARS-8000 ist
eine Sun Ultra-1-Arbeitsstation, die mit Marquette-EKG-Analysesoftware
konfiguriert ist. Die MARS-8000 ist so ausgestattet, dass sie EKG-Signale
auf verschiedene Weise empfängt.
Dies schließt
den Empfang von Daten über
eine Ethernetverbindung, von einem Marquette-DAT (d.h. einem Magnetband
für die
Langzeitspeicherung von Holter-Dateien)-Laufwerk,
von einer Marquette-Bandaquisitionseinheit, die so konfiguriert
ist, dass sie Bänder
von einem Marquette-Holterrekorder liest, und von einer Marquette
SEER-Aufzeichnungseinheit, die
so konfiguriert ist, dass sie Flash-Cards von einem SEER-Rekorder
liest. EKG-Daten von anderen Quellen und in anderen Formaten können in
Marquette-Format
umformatiert werden und über
die Ethernetverbindung in die MARS-8000 geladen werden.
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10 ist
ein Funktionsblockschema, das den Aufbau und den Betrieb eines Computer-Softwareprogramms 1000 zur
Verwendung mit einem Computersystem 900 darstellt. Das
Programm 1000 schließt
ein Wellenform-Messmodul 1002, ein Herzschlag-Identifikations-
und Klassifikationsmodul 1004, ein Datenbank-Verwaltungsmodul 1006 und ein
grafisches Nutzerschnittstellenmodul (graphical user interface module
(GUI)) 1008 ein. Das Datenbank-Verwaltungsmodul 1006 verwaltet
den Empfang und die Speicherung von EKG-Daten und liefert die rohen EKG-Daten
zum Wellenform-Messmodul 1002. Das Wellenform-Messmodul 1002 führt zusammen
mit dem Herzschlag-Identifizierungs- und Klassifi zierungsmodul 1004 die
in den Ablaufschemata von 3–8 dargestellten
Funktionen der Filterung der EKG-Daten und der Berechnung eines Schätzwerts
für die
Veränderung
aus. In diesen Berechnungen liefert das Herzschlagidentifizierungs- und
-Klassifizierungsmodul 1004 bestimmte Herzschlag-Identifizierungs-
und -Klassifizierungsinformationen zum Wellenform-Messmodul 1002 zur
Verwendung in den Alternansberechnungen, einschließlich der
QRS-Position im Messintervall und der Herzschlagklassifikation als
entweder normal, supraventrikulär,
ventrikulär
oder Artefakt (Rauschen).
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Das
GUI-Modul 1008 stellt eine Schnittstelle für einen
Anwender 1010 bereit. Das Wellenform-Messmodul 1002 versorgt
das GUI-Modul 1008 mit den folgenden Informationen zur
Anzeige an einen Anwender 1010: einem Alternans-versus-Zeit-Graphen;
rohen EKG-Daten; einem getasteten oder einem Median- (z.B. einem
ungeraden oder geraden) Herzschlag, einschließlich der Position eines isoelektrischen
Cursors, eines J-Punkt-Cursors und eines TP-Segment-Cursors; einem
Alternanswert, einem Rauschwert und der Dauer des aktuellen Messintervalls.
Das GUI-Modul 1008 steuert die Anzeige dieser Informationen
an einen Anwender 1010.
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Das
GUI-Modul 1008 empfangt auch eine Eingabe vom Anwender 1010 und
gibt die Eingabe an das Wellenform-Messmodul 1002 aus.
Eine Anwendereingabe schließt
Folgendes ein: Start/Stopp/Reset-Signalanzeigen; Schließe/Öffne-Anzeigenfenster;
Auswahl von Parametern für
die Tiefpassfilter (z.B. Filterordnung N und Abschaltfrequenz fx),
den Grundlinienabwanderungs-Filter (z.B. erweiteter Filter, um zusätzliche
Daten, wie Daten von mehr als zwei Schlägen oder Daten vom TP-Segment
zusätzlich
zu einem PQ-Segment einzuschließen),
und den Filter für
rauschende Schläge (z.B.
einen Schwellenwert und Beginn und Ende des Abschnitts des EKG,
der als Isoelektrik verwendet wird); und eine Anpassung des isoelektrischen
Cursors, des J-Punkt-Cursors und des TP-Segment-Cursors. Das GUI-Modul 1008 zeigt
dem Anwender 1010 die verschiedenen EKG-Daten und ermöglicht eine Steuerung
des Alternansberechnungsprozesses über Filterung und Datenauswahl
durch den Anwender.
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In
dieser Beispielsimplementierung werden die Funktionalität des GUI-Moduls 1008,
des Herzschlagidentifizierungs- und -Klassifizierungsmoduls 1004 und
des Daten bank-Verwaltungsmoduls 1006 von der Marquette-EKG-Analysesoftware
der MARS-8000 Unity Workstation durchgeführt. Ein Fachmann auf dem einschlägigen technischen
Gebiet weiß auf
der Basis der vorangehenden Offenbarung jedoch, wie diese Funktionalität in jeder
Anzahl von Programmiersprachen zu implementieren ist. Auch in dieser
Beispielsimplementierung wird die Funktionalität des Wellenform-Messmoduls 1002 im C++-Code
implementiert. Ein Ablaufschema der C++-Implementierung ist in 11 dargestellt.
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In
einem Schritt 1102 wird eine Startzeit auf den Beginn der
EKG-Datenaufzeichnung gesetzt. In einem Schritt 1104 wartet
das System auf eine Anwendereingabe. Wenn der Anwender einen „Start"-Befehl eingibt,
geht das Verfahren zu Schritt 1106 weiter, wo die Verarbeitung
beginnt. Wenn der Anwender einen „Schließen"-Befehl eingibt, dann wird das Alternans-Messprogramm
geschlossen, wie in Schritt 1110 angezeigt. Wenn die Anwendereingabe
ein „Stopp"- oder „Reset"-Befehl ist, dann
wird die Verarbeitung unterbrochen, wie bei 1108 angezeigt, und
das Verfahren kehrt zu Schritt 1104 zurück und fährt fort zu warten. Jedoch
werden Stopp- und Reset-Befehle unterschiedlich behandelt. Im Falle
eines Stopp-Befehls, der während
einer Messung empfangen wird, kehrt das Verfahren zu Schritt 1104 zurück, setzt
aber das aktuelle Messintervall nicht auf den Beginn der EKG-Aufzeichnung zurück. Dadurch
ist es möglich,
das Verfahren zu unterbrechen, aber dann ab dem gleichen Punkt,
an dem es unterbrochen wurde, wieder aufzunehmen. Im Falle eines
Reset-Befehls wird die Startzeit auf den Beginn der EKG-Aufzeichnung
zurückgesetzt,
bevor in Schritt 1104 in den Wartezustand zurückgekehrt
wird.
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Sobald
die Verarbeitung begonnen hat, wie in Schritt 1106 dargestellt,
werden in Schritt 1112 die Start- und Stopp-Zeiten für die EKG-Aufzeichnung ermittelt.
In Schritt 1114 wird die EKG-Aufzeichnung in M Messintervalle
geteilt. Wie in Schritt 1116 angegeben, werden die Schritte 1118–1152 für jedes
Messintervall wiederholt. Wie bei 1118 angegeben, werden
die Schritte 1120–1150 für jeden
EKG-Kanal, der analysiert werden soll, wiederholt.
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In
Schritt 1120 werden EKG-Abtastwerte für das aktuelle Messintervall
empfangen. In Schritt 1122 werden die R-Wellenposition
und die Herzschlagidentifikation empfangen. In Schritt 1124 werden
der ertastete Herzschlag und der Medianherzschlag für das Messin tervall
angezeigt. Ein isoelektrischer Cursor, ein J-Punkt-Cursor und ein
TP-Segment-Cursor werden ebenfalls für die Abtast- und Medianherzschläge dargestellt.
Die Anzeige der Abtast- und Medianherzschläge für einen Anwender ermöglicht es
dem Anwender, diese Cursors anzupassen, um den isoelektrischen Punkt,
den J-Punkt und/oder einen Punkt auf dem TP-Segment anzupassen,
wie in Schritt 1126 angezeigt. Wenn die voreingestellten
Positionen dieser Cursor daher für
eine bestimmte EKG-Datenaufzeichnung nicht ideal sind, können sie
somit während
der visuellen Prüfung
der Abtastwerte- und/oder Medianherzschläge angepasst werden.
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In
Schritt 1128 werden die isoelektrischen Werte und/oder
die TP-Segmentwerte verwendet, um Spline-Kurven an die EKG-Daten
anzupassen. In Schritt 1130 werden die Spline-Kurven von
den EKG-Daten entfernt, um eine Abwanderung von der isoelektrischen
Grundlinie des EKG-Signals auszuschießen. In Schritt 1132 wird
der durchschnittliche absolute Wert der Abtastwerte im TP-Segment
jedes Herzschlags im Messintervall berechnet. In Schritt 1134 wird
der durchschnittliche absolute Wert mit einem Schwellenwert verglichen.
Wenn der Schwellenwert überschritten
wird, wird der Schlag in Schritt 1136 als rauschender Herzschlag
gekennzeichnet.
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Dann
werden die gefilterten EKG-Daten und/oder die rohen EKG-Daten in
einem Schritt 1140 dem Anwender präsentiert. In Schritt 1142 werden die
Herzschläge
in einem Messintervall in eine Gruppe ungerader Herzschläge und eine
Gruppe gerader Herzschläge
eingeteilt. In Schritt 1144 wird ein Medianherzschlag für die Gruppe
der ungeraden Herzschläge
berechnet. In einem Schritt 1146 wird ein Medianherzschlag
für die
Gruppe der geraden Herzschläge
berechnet. In einem Schritt 1148 wird der absolute Wert
des Unterschieds zwischen dem ungeraden Medianherzschlag und dem
geraden Medianherzschlag als Maß eines
Alternans berechnet. Die in Schritt 1136 identifizierten
rauschenden Herzschläge und
die in Schritt 1122 identifizierten ventrikulären Arrhythmien
sind in dieser Berechnung nicht enthalten. In einem Schritt 1150 wird
die Alternansmessung für eine
Anzeige an den Anwender in einem Plot dargestellt.
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In
Schritt 1152 wird bestimmt, ob ein anderer EKG-Kanal verarbeitet
werden muss. Wenn ein anderer EKG-Kanal verarbeitet werden muss,
dann kehrt das Verfahren zu Schritt 1118 zurück. Wenn keine
verbliebenen EKG-Kanäle
mehr verarbeitet werden müssen,
geht das Verfahren zu Schritt 1154 weiter, wo bestimmt
wird, ob eine Verarbeitung für
ein anderes Messintervall notwendig ist. Wenn eine Verarbeitung
für ein
anderes Messintervall erforderlich ist, kehrt das Verfahren zu Schritt 1116 zurück. Wenn keine
weiteren Messintervalle verarbeitet werden müssen, endet das Verfahren in
Schritt 1156.
-
Die
Erfinder verwendeten das Verfahren der vorliegenden Erfindung, um
T-Wellenalternans-Höhe in
ambulanten 24 Stunden-EKG-Aufzeichnungen von Patienten, die an der
ARTRAMI-Studie (Autonomic Tone and Reflexes After Myocardial Infarction),
die an der Columbia University School of Physicians and Surgeons
durchgeführt
wurde, zu messen. Die ATRAMI-Studie, die in La Rovere et al., „Baroflex
senstitivity and heart-rate variability in prediction of total cardiac
mortality after myocardial infarction", The Lancet, Bd. 351, 14. Februar 1998,
S. 478–484
(mit Kommentaren auf S. 461–2)
beschrieben ist, ist eine große
prospektive Studie auf der Basis von 1284 Postmyokardinfarkt-Patienten.
Es wurde ein epidemiologischer Nested-Case-Control-Ansatz mit Fällen verwendet,
die als Patienten definiert waren, die in der Folgezeit an einem
arhythmischen Ereignis verstarben. Die Steuerungen wurden nach Geschlecht, Alter
(±5 Jahre),
Ort des Myokardinfarkts, linksventrikulären Ejektionsfraktionen (±3%) und
thrombolytischer Behandlung abgeglichen. Prüfer, die für das Ergebnis des Patienten
blind waren, führten
die EKG-Analyse durch. Die EKG-Daten
wurden dann gemäß dem Verfahren
der vorliegenden Erfindung gefiltert und verarbeitet. Ein Unterschied
wurde bei einer maximalen Herzrate, einer maximalen ST-Segmentdepression
und um 8:00 morgens bewertet. Die Messungen wurden ohne Steuerung
der Herzrate durchgeführt.
Eine Analyse der ersten 14 Fälle
und 25 Kontrollen zeigte einige Unterschiede nur während der
maximalen Herzrate: 106 +– 49 μV gegen 78 +– 55 μV. Erheblich
mehr Fälle
als Kontrollen (71 % gegenüber
32%, p = 0,03), weisen Alternanswerte auf, die bei oder über 80 μV lagen.
Das geschätzte Risiko
eines Todes durch Arrhythmie war unter Patienten mit T-Wellenalternans-Pegeln
oberhalb dieses Schwellenwerts 5,3-mal höher. Diese vorläufigen Ergebnisse
sind vielversprechend in Bezug auf die Möglichkeit eines Vorhersagewerts
für eine
Alternansanalyse gemäß der vorliegenden
Erfindung.
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In
einer anderen Studie analysierten die Erfinder Daten von Patienten,
die an der Vascular Basis Study, die im Brighan & Women's Hospital and Harvard Medical School
in Boston, Massachusetts, durchgeführt wurde. Achtzehn Patienten
mit stabiler Koronararterienerkrankung aus der Vascular Basis-Studie
wurden während
eines Standard-Laufbahntests bezüglich
T-Wellenalternans bewertet. Die Patienten wurden informiert und
gaben ihr Einverständnis,
und wurden für
4 Tage vor der Durchführung
eines Belastungs-Laufbandtests unter Verwendung des ACIP-Protokolls
von allen Antiangina-Medikationen abgezogen. EKGs wurden bei 500
Hz mittels eines GE Marquette Cardiosys-Laufbands digitalisiert
und mit Standard-Elektroden aufgezeichnet. Die EKGs wurden bei 50
Hz gefiltert und das Grundlinienabwanderungs-Artefakt wurde gemäß der vorliegenden
Erfindung ausgeschlossen. Die durchschnittliche Belastungstestdauer
war 9 min 3 s ± 48 s.
Eine ST-Segmentdepression von mehr als 1,0 mm trat bei 15 von 18
Patienten auf. Ein stabiles, sichtbares Alternansmuster wurde während des
Belastungstests bei 12 von 18 Patienten bei einer Standardverstärkung von
10 mm/mV ohne Weiteres identifiziert. 11 Patienten wiesen sowohl
Alternans als auch Ischämie
auf. Von drei Patienten ohne ST-Segmentdepression hatte einer einen
Alternans. Die Alternans-Pegel wurden gemäß der vorliegenden Erfindung
geschätzt
und wurden durch visuelle Prüfung verifiziert.
Der Alternans stieg von einem Ruhe-Grundlinienwert von 11,9 ± 0,8 μV auf einen
Spitzenwert von 103,4 ± 8,6 μV (p unter
0,001) bei 7 min 16 s ± 44
s während
der körperlichen
Aktivität.
Die Herzrate stieg gleichzeitig von 67,3 ± 2,9 auf 118,9 ± 4,8 bpm
(p unter 0,001). Diese Studie zeigt, dass ein deutlicher T-Wellenalternans
konsistent während
eines Standard-Laufbahnübung
in Patienten mit stabiler Koronararterienerkrankung ohne anti-ischämische Medikationen
induziert werden konnte. Die Messung des Alternans konnte gemäß der vorliegenden
Erfindung ohne Steuerung der Herzrate durchgeführt werden. Außerdem messen
ST-Segment und T-Wellenalternans unterschiedliche Endpunkte, und daher
liefern sie komplementäre
Informationen. Der beschriebene Ansatz erlaubt ferner eine Erforschung der
Pathophysiologie von ischämisch-induzierter elektrischer
Herzinstabilität
im Kontext von klinischen Routine-Tests.
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In
einer weiteren Studie analysierten die Erfinder Daten von Patienten,
die an einer Studie an der Uniformed Services University of Health
Sciences, Bethesda, Maryland, teilnahmen. Die Prüfer an der Uniformed Services
University of the Health Services untersuchten in Zusammenarbeit
mit den Erfindern 11 männliche
Patienten mit Koronararterienerkrankung und implantierbaren Kardioverterdefibrillatoren im
Alter von 68 ± 7
Jahren, um festzustellen, ob ein T-Wellenalternans durch mentalen
Stress oder körperliche
Anstrengung induziert werden kann. Die Patienten führten Standard-Verhaltenstests
durch, d.h. arithmetische, Anger Recall- und Fahrradtests. Der T-Wellenalternans
stieg während
jeder Intervention merklich an (p < 0,001),
und es gab keinen Hinweis auf Ischämie. Obwohl die Zunahmen des
Alternans bei körperlicher
Anstrengung stärker
waren als bei mentalem Stress, wurde gefunden, dass eine erhöhte Herzrate
mit einer Zunahme der Alternanshöhe korreliert
war. Daher wurde ein Ratenkorrekturmerkmal eingeführt, und
T-Wellenalternanszunahmen, die eine Folge eines Anger Recall (p
= 0,001) und einer mentalen Arithmetik (p = 0,03), aber nicht einer
körperlichen Übung (p
= 0,09) waren, blieben auch nach der Implementierung dieser statistischen
Anpassung bedeutend.
-
Diese
viel versprechenden Ergebnisse zeigen, dass die vorliegende Erfindung
ideal für
die Verwendung bei der Echtzeitberechnung eines Alternans ist. Solche
Echtzeitanwendungen schließen Folgendes
ein: Berechnung eines Alternans während ambulanter (Holter-)
Herzüberwachung;
während körperlicher
Anstrengung oder während
Verhaltensstresstests; und Berechnung eines Alternans durch einen
implantierten Kardioverter, Schrittmacher oder eine andere Vorrichtung,
um die Verabreichung einer elektrischen oder pharmakologischen Therapie
zu überwachen.
Ferner ist das Verfahren der Erfindung nicht anfällig für Schwankungen der Herzrate,
so dass keine Schrittsteuerung oder andere Herzratensteuerung erforderlich
ist. Natürlich
können
EKGs auch für
eine spätere
Analyse gemäß der Erfindung gespeichert
werden.
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Obwohl
die Erfindung im Zusammenhang mit der Analyse von Elektrokardiogrammsignalen
beschrieben wurde, wird ein Fachmann erkennen, dass die Erfindung
auch auf die Analyse und Quantifizierung anderer Arten von elektrophysiologischen
Signalen anwendbar ist.
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Obwohl
ferner eine Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung mit einem gewissen Grad an Detailgenauigkeit
beschrieben und dargestellt wurde, sei klargestellt, dass ein Fachmann
eine Reihe von Anwendungen und geeigneten Modifikationen erkennen
wird. Es sei insbesondere darauf hingewiesen, dass zwar eine Reihe
von Merkmalen der Ausführungsform
(beispielsweise verschiedene Filterungs- und Verarbeitungsschritte,
Algorithmen zum Vergleichen von Herzschlägen oder identifizierende Merkmalen
eines EKG, Befehle und Merkmale des Steuerprogramms) im Kontext
einer bestimmen Implementierung beschrieben wurden, aber die individuellen
Merkmale nicht auf diese Implementierung beschränkt sind.
-
Der
Text der beigefügten
Zusammenfassung wird hier als Teil der Patentschrift wiederholt.
-
Ein
System und ein Verfahren zur Quantifizierung von Alternationen im
T-Wellen- und ST-Wellensegment
eines EKG-Signals empfängt
ein digitalisiertes EKG-Signal (d.h. EKG-Daten) zur Verarbeitung.
Die EKG-Daten werden verwendet, um einen ungeraden Mediankomplex
für die
ungeraden Schläge
in den EKG-Daten und einen geraden Komplex für die geraden Schläge in den
EKG-Daten zu berechnen. Der ungerade Mediankomplex und der gerade Mediankomplex
werden dann verglichen, um einen Schätzwert der Amplitude einer
Herzschlag-zu-Herzschlag-Alternation im EKG-Signal zu schätzen. Vor der
Berechnung der geraden und ungeraden Mediankomplexe werden die EKG-Daten
gefiltert. Das Filtern der EKG-Daten beinhaltet eine Niedrigpassfilterung
der EKG-Daten, um hochfrequentes Rauschen zu entfernen, die Anwendung
eines Grundlinienabwanderungs-Filters
auf die EKG-Daten, um niederfrequente Artefakte auszuschließen, die
Entfernung von arhythmischen Schlägen von den EKG-Daten und die
Eliminierung von rauschenden Schlägen aus den EKG-Daten. Die
gefilterten Daten eignen sich besser für die Berechnung eines exakten
Schätzwerts
für die
Veränderung.