AT500222B1

AT500222B1 - DEVICE AND METHOD FOR EVALUATING THE ELECTRIC HERZACTIVITY FROM THE ELECTROCARDIOGRAM

Info

Publication number: AT500222B1
Application number: AT18932001A
Authority: AT
Original assignee: Arc Seibersdorf Res Gmbh
Priority date: 2001-12-03
Filing date: 2001-12-03
Publication date: 2006-05-15
Also published as: AT500222A1; AT500222B8

Description

2 AT 500 222 B12 AT 500 222 B1

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruches 1. Die Erfindung betrifft somit eine kardiologische Vorrichtung zur Gewinnung von Information über den elektrophysiologischen Zustand des Herzens aus dem Elektrokardiogramm. 5 Aus der US 5,307,817 A1 ist das Abfühlen von biochemischen Spannungsdifferenzen zwischen an einen Patienten angelegten Elektroden bekannt, welche Spannungsdifferenzen zur Übertragung von EKG-Signalen herangezogen werden.The invention relates to a device according to the preamble of claim 1. The invention thus relates to a cardiac device for obtaining information about the electrophysiological state of the heart from the electrocardiogram. US Pat. No. 5,307,817 A1 discloses the sensing of biochemical voltage differences between electrodes applied to a patient, which voltage differences are used to transmit ECG signals.

Aus der US 5,372,607 A1 ist ein Schrittmachersystem beschrieben, bei dem u.a. die Ausgangs-io Signale eines implantierten Signalgenerators zur Beurteilung des Zustandes des Patienten herangezogen werden.From US 5,372,607 A1 a pacemaker system is described in which u.a. the output signals of an implanted signal generator are used to assess the condition of the patient.

Das Elektrokardiogramm (EKG) gibt die elektrische Aktivität des Herzens wieder, die durch die Ausbreitung und die darauffolgende Rückbildung der Erregung der Herzmuskelzellen entsteht. 15 Zahlreiche Phänomene und Erkrankungen haben eine kurz-(Schlag-zu-Schlag) oder längerfristig veränderte Erregungsausbreitung und damit ein einzelschlagbezogenes oder dauernd verändertes EKG zur Folge. Einer Beurteilung des kardialen Zustandes auf dieser Basis stehen jedoch oft natürliche Schlag-zu-Schlag-Veränderungen sowie dem EKG überlagerte Störeinflüsse nicht-kardialen Ursprungs wie Rauschen entgegen. Die gegenständliche Erfindung soll 20 eine Vorrichtung erstellen, das robust gegen diese Störeinflüsse ist und eine bessere Bewertung der Bedeutung von Inhomogenitäten aus dem EKG erlauben.The electrocardiogram (ECG) reflects the electrical activity of the heart caused by the spread and subsequent regression of atrial cardiac cell excitement. 15 Numerous phenomena and diseases result in a short-term (beat-to-beat) or longer-term change in the spread of the excitement and thus in an individual beat-related or permanently changed ECG. However, an assessment of the cardiac condition on this basis is often countered by natural beat-to-beat changes as well as ECG superimposed interferences of non-cardiac origin such as noise. The subject invention is intended to provide a device that is robust against these interferences and allows a better assessment of the importance of inhomogeneities from the ECG.

Herzrhythmusstörungen können mit typischen Veränderungen des EKG bestimmter Herzschläge in der Weise in Verbindung stehen, dass das Auftreten letzterer als Zeichen für das Vorlie-25 gen eines erhöhten Risikos für die jeweilige Herzrhythmusstörung gewertet wird. Ein Beispiel dafür ist das anfallsweise Vorhofflimmern (paroxysmales atriales Flimmern - PAF). Bei dieser anfallsweise auftretenden Rhythmusstörung ist, bedingt durch unkoordinierte elektrische Erregung der Vorhofmuskulatur des Herzens, eine geordnete Pumpwirkung dieser Kammern nicht mehr gegeben. Obwohl ein solcher Anfall im allgemeinen keinen lebensbedrohlichen Zustand 30 darstellt, ja sogar asymptomatisch sein kann, nimmt die Häufigkeit solcher Episoden üblicherweise mit der Zeit zu bzw. geht in permanentes atriales Flimmern (AF) über. Damit ist schließlich ein hohes Risiko für kardiovaskuläre Folgeerkrankungen (z.B. Schlaganfall) gegeben. Die Prävalenz dieser Erkrankung nimmt mit steigendem Alter progressiv zu und erreicht mehrere Prozent in der Personengruppe der über 65 jährigen. Daher sind intensive Bemühungen im 35 Gange, entsprechende Therapien zu entwickeln, um das Auftreten und Fortschreiten derartiger Episoden zu unterdrücken. Unter anderem existieren bereits Herzschrittmacher, die über spezielle Stimulationsprotokolle verfügen, die die Frequenz solcher Episoden verringern bzw. im Idealfall solche Episoden ganz zu unterdrücken erlauben. Um diese und andere Therapieformen (z.B. Medikamente) gezielt einsetzen zu können, sind Methoden notwendig um: 40 a) das grundsätzliche Ausmaß der Neigung eines bestimmten Patienten zu PAF und b) das akute Risiko für das unmittelbare Bevorstehen einer PAF-Episode zu ermitteln.Cardiac arrhythmias may be associated with typical changes in the ECG of certain heartbeats, such that the onset of the latter is considered indicative of an increased risk of cardiac arrhythmia. An example of this is seizure-like atrial fibrillation (paroxysmal atrial fibrillation - PAF). Due to uncoordinated electrical excitation of the atrial musculature of the heart, an orderly pumping action of these chambers is no longer present in this case-by-case arrhythmia. Although such a seizure is generally not a life-threatening condition, and may even be asymptomatic, the frequency of such episodes usually increases with time or becomes permanent atrial fibrillation (AF). This is ultimately a high risk of cardiovascular sequelae (e.g., stroke). The prevalence of this disease increases progressively with increasing age, reaching several percent in the over 65 age group. Therefore, intensive efforts are under way to develop appropriate therapies to suppress the onset and progression of such episodes. Among other things, pacemakers already exist that have special stimulation protocols that reduce the frequency of such episodes or, ideally, allow such episodes to be completely suppressed. In order to target these and other forms of therapy (for example, medications), methods are needed to: a) determine the fundamental extent of a particular patient's predisposition to PAF and b) determine the acute risk of imminent episode of PAF.

Hauptziel der Erfindung ist es, die Auswertungsmöglichkeiten von EKG-Signalen zu verbessern. 45 Vorrangiges Ziel der Erfindung ist es dabei, die Signifikanz von Triggern bzw. von aus dem Rhythmus fallenden Herzschlägen aus dem EKG rasch und möglichst eindeutig zu bewerten und damit die Risikoabschätzung für Krankheiten, insbesondere PAF, zu verbessern. Das Ergebnis kann unmittelbar verwendet werden, um eine entsprechende Therapie zu steuern, z.B. innerhalb eines implantierten Herzschrittmachers oder auch, um eine medikamentöse so Intervention zu indizieren.The main object of the invention is to improve the evaluation possibilities of ECG signals. The primary goal of the invention is to rapidly and unambiguously evaluate the significance of triggers or rhythmic heartbeats from the ECG and thus to improve the risk assessment for diseases, in particular PAF. The result can be used immediately to control appropriate therapy, e.g. within an implanted pacemaker or also to index a drug so intervention.

Diese Ziele werden bei einer Vorrichtung der eingangs genannten Art mit den im Kennzeichen des Anspruches 1 angeführten Merkmalen erreicht. 55 Vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung sind den Beschreibungsseiten, den Patenten- 3 AT 500 222 B1These objects are achieved in a device of the type mentioned above with the features mentioned in the characterizing part of claim 1. Advantageous embodiments of the invention are the description pages, the patents

Sprüchen und den Zeichnungen zu entnehmen.Proverbs and the drawings.

Fig. 1 zeigt schematisch ein Blockdiagramm, das die wichtigsten Komponenten der erfindungsgemäßen Vorrichtung darstellt. 5 Fig. 2 zeigt das EKG eines einzelnen Herzschlags mit den Definitionen der charakteristischen Punkte sowie der Terminologie zur Definition eines vorteilhaftenweise untersuchten Signal- bzw. Testbereichs TB.Fig. 1 shows schematically a block diagram illustrating the most important components of the device according to the invention. FIG. 2 shows the ECG of a single heartbeat with the definitions of the characteristic points as well as the terminology for the definition of an advantageously examined signal or test area TB.

Fig. 3 zeigt einen kurzen EKG-Ausschnitt, aus dem die für die Erfindung wichtigen Definitionen bezüglich der Beziehungen verschiedener Herzschläge zueinander ersichtlich sind, io Fig. 4 zeigt ein Ablaufdiagramm, aus dem die wichtigsten Verarbeitungsschritte bei der erfindungsgemäßen Signalverarbeitung ersichtlich sind.FIG. 3 shows a short ECG excerpt from which the definitions of the relationships of different heartbeats relevant to the invention can be seen, FIG. 4 shows a flowchart from which the most important processing steps in the signal processing according to the invention can be seen.

Fig. 1 zeigt ein Blockschaltbild einer bevorzugte Ausführung der Erfindung. Die erfindungsgemäße Vorrichtung umfasst Elektroden 11, die mit der untersuchten Person in Verbindung ste-15 hen und zur Ableitung des EKG-Signals dienen. Diese können sich außerhalb des Körpers des Patienten befinden oder - wie die gesamte Vorrichtung - auch implantiert sein. Die Vorrichtung besteht weiters aus einem Biosignalverstärker 12, der die über die Elektroden vom Körper des Patienten abgeleiteten Potentiale verstärkt, auf das interessierende Frequenzband begrenzt (z.B. 0.05 - 100 Hz), und im weiteren einer Analog-Digital-Umsetzer-Einheit 13 zuführt, die das 20 analoge EKG-Signal in eine Folge von Abtastwerten umwandelt (z.B. mit 256 Abtastwer-ten/Sekunde und einer Auflösung von 12 Bit). Diese Folge von Abtastwerten wird schließlich einer Recheneinheit 14 mit den erforderlichen Subeinheiten zur weiteren Verarbeitung zugeführt. ' 25 Als erster Schritt wird eine Detektion der Herzschläge innerhalb der Signalsequenz durchgeführt. Dies kann z.B. durch den Vergleich der 1. Ableitung des Signals mit einem Schwellwert geschehen und führt zu einer Liste mit den Indizes jener Abtastwerte, an denen überschwellige 1. Ableitungen auftreten (Detektionspunkte). Zum zweiten erfolgt für jeden Herzschlag die Bestimmung eines Fix- oder Triggerpunktes 27, z.B. t, für den i-ten Herzschlag, also des Zeitpunk-3o tes, der eine möglichst eindeutige zeitliche Beziehung zu den mit dem jeweiligen Herzschlag in Verbindung stehenden elektrischen Vorgängen im Herzen hat. Solche Punkte sind z.B. die Spitzen der R-Zacken 23, die den Extrema im jeweiligen Signalabschnitt entsprechen. Im nächsten Schritt werden die detektierten Ereignisse klassiert, z.B. durch Vergleich jedes einzelnen QRS-Komplexes, also jenes Bereichs des EKG, der die Q-Zacke 22, die R-Zacke 23 und 35 die S-Zacke 24 umfasst (z.B. 60 ms vor bis 60 ms nach dem Triggerpunkt tj) und der elektrischen Erregung der Herzkammern entspricht. Die Klassierung erfolgt mit einer Menge von Schablonen. Die Schablonen können aus z.B. kohärent gemittelten EKG-Abschnitten vorangegangener Herzschläge jeweils ähnlicher Morphologie bestehen. Das Schablonen-Set kann laufend um bisher noch nicht aufgetretene QRS-Komplexe dynamisch erweitert bzw. um bereits 40 seit einiger Zeit nicht mehr aufgetretene QRS-Komplexe oder durch Zusammenfassung zweier Schablonen, falls diese sich mit der Zeit hinlänglich ähnlich geworden sind, reduziert werden. Das Resultat des Klassierungsprozesses ist die Zuordnung einer eindeutigen Klasse zu jedem Herzschlag-EKG. 45 Fig. 2 zeigt zusätzlich zum QRS-Komplex noch zwei weitere wichtige EKG-Komponenten, nämlich die P-Welle 21, die der elektrischen Erregung der Vorhöfe entspricht und die T-Welle 25, die der Rückbildung der elektrischen Erregung der Herzkammer entspricht.Fig. 1 shows a block diagram of a preferred embodiment of the invention. The device according to the invention comprises electrodes 11, which communicate with the person being examined and serve to derive the ECG signal. These may be located outside the patient's body or, like the entire device, may also be implanted. The device further consists of a Biosignalverstärker 12 which amplifies the via the electrodes derived from the body of the patient potentials, limited to the frequency band of interest (eg, 0.05 - 100 Hz), and further supplies an analog-to-digital converter unit 13, the converts the 20 analog ECG signal into a sequence of samples (eg, 256 samples / second and a 12-bit resolution). This sequence of samples is finally fed to a computation unit 14 with the required subunits for further processing. As a first step, a detection of the heartbeats within the signal sequence is performed. This can e.g. by comparing the first derivative of the signal with a threshold, and results in a list of the indices of those samples where suprathreshold 1st derivatives occur (detection points). Second, for each heartbeat, the determination of a fix or trigger point 27, e.g. t, for the ith heartbeat, ie the time-point, which has as unambiguous a temporal relation to the electrical processes in the heart which are related to the respective heartbeat. Such points are e.g. the peaks of the R-waves 23, which correspond to the extrema in the respective signal section. In the next step, the detected events are classified, e.g. by comparing each individual QRS complex, that is to say that region of the ECG which comprises the Q wave 22, the R wave 23 and 35 the S wave 24 (eg 60 ms before until 60 ms after the trigger point tj) and the electrical one Excitement of the heart chambers corresponds. The classification is done with a lot of templates. The templates can be made of e.g. coherently averaged ECG sections of previous heartbeats of similar morphology. The template set can be dynamically extended by QRS complexes that have not yet occurred, or reduced by 40 QRS complexes that have not appeared for some time or by combining two templates, if they have become sufficiently similar over time. The result of the classification process is the assignment of a unique class to each heartbeat ECG. In addition to the QRS complex, FIG. 2 also shows two further important ECG components, namely the P-wave 21, which corresponds to the electrical excitation of the atria, and the T-wave 25, which corresponds to the regression of the electrical excitation of the ventricle.

Die nach der gegebenenfalls vorgenommenen Vorverarbeitung wesentliche erfinderische Vor-50 gangsweise, die mit der Recheneinheit 14 abgewickelt wird, wird vor allem aus dem Ablaufdiagramm in Fig. 4 ersichtlich: (41) Das EKG-Signal kann vor der Betrachtung der zur Untersuchung zugelassenen einzelnen Herzschläge in einer Filtereinheit 41 einer Filterung mit einem digitalen Bandpassfilter un-55 terzogen werden, um Rauschen und Grundlinienschwankungen zu reduzieren sowie 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 4 AT 500 222 B1 jenen Frequenzbereich hervorzuheben, in dem der Hauptfrequenzinhalt des zu untersuchenden Signalbereiches liegt. Für Analysen im Bereich der P-Welle kann sich z.B. eine Filterung mit einer Buttenworth-Approximation 2. Ordnung und einer unteren bzw. oberen Grenzfrequenz von 4 bzw. 32 Hz als günstig erweisen. (42) Beginn der Hauptschleife 42, die für jeden Herzschlag beginnend mit dem zweiten Herzschlag durchlaufen wird. (43) Berechnung des aktuellen RR-Intervalls als der Abstand zwischen dem Zeitpunkt der aktuellen und der vorangegangenen R-Zacke oder Berechnung eines anderen charakteristischen Intervalls zur Feststellung der zeitlichen Abstände der Herzschläge. Entsprechend Fig. 3 gilt z.B. RR (Intervall 32) = t (Zeitpunkt 34) - tu (Zeitpunkt 33). (44) Die Herzschläge werden in einer Klassierungseinheit 44 in Hinblick auf vorgegebene Klassierungskriterien bewertet. Die am häufigsten auftretende Herzschlagklasse wird vorzugsweise als Standardklasse S definiert. Für Herzschläge, die nicht die Klasse S aufweisen, wird alles außer der Berechnung des mittleren RR-Intervalls (siehe unten) übersprungen. (45) Es erfolgt eine Prüfung, ob in einem Schablonenbildner 45 bzw. in einer Signalschablone bereits eine Testbereichsschablone TBS definiert ist. Entsprechend Fig. 2 umfasst der Testbereich (TB) jeweils alle Abtast- bzw. Signalwerte zwischen den beiden willkürlich definierten Testbereichsgrenzen ta (Zeitpunkt 28) und te (Zeitpunkt 29). Die Werte dieser Grenzen sind an die jeweilige Anwendung anzupassen. Im Falle von PAF ist dies der Bereich der P-Welle 21, also z.B. ta = -225 ms, te = -75 ms, jeweils bezogen auf den gewählten Fixpunkt, insbesondere den R-Punkt (Zeitpunkt 23). (46) Wenn die Testbereichsschablone TBS noch nicht definiert ist, wird sie mit dem Testbereich TB, des aktuellen Herzschlages initialisiert. (47) Die Ähnlichkeit des aktuellen Test- bzw. Signalbereichs mit der aktuellen Testbereichschablone TBS wird in einer Recheneinheit 47 ermittelt. Dies kann z.B. durch die Berechnung des Ähnlichkeitsmaßes, vorzugsweise des linearen Korrelationskoeffizienten CC,, zwischen den beiden verglichenen Abtastwertefolgen geschehen. Dabei ergibt sich der Wert 1 für einen Herzschlag, dessen aktueller Signalbereich mit dem der gebildeten Schablone vollkommen übereinstimmt und ein geringer oder sogar negativer Wert, falls der Testbereich des aktuellen Herzschlags schlecht mit dem Vergleichsbereich der Schablone übereinstimmt oder sogar einen gegenläufigen Verlauf aufweist. Fig. 3 zeigt ein Beispiel für einen gegenläufigen Verlauf hinsichtlich der P-Wellen 35 und 36 der Herzschläge, die durch die R-Zacken 33 und 34 definiert sind, wobei vom Vergleich der P-Welle 36 des Herzschlags 34 mit der Schablone TBS ein negativer Korrelationskoeffizient CC, zu erwarten ist. (48) Es erfolgt in einer Überprüfungs- bzw. Sortiereinheit 48 eine Überprüfung des Herzschlages auf die Erfüllung von vorgegebenen Kriterien, z.B. Vorzeitigkeit, wobei Vorzeitigkeit bedeutet, dass: 1. das aktuelle RR-Intervall RR, kürzer ist als eine Absolutschwelle RR,™ (wobei diese Absolutschwelle z.B. eine Sekunde betragen kann) und/oder 2. das aktuelle RR-Intervall RR, bezogen auf das unmittelbar vorangegangene RR-Intervall RRm mindestens eine Verkürzung auf dRRrei aufweist (wobei diese Schwelle z.B. 80% sein kann) und/oder 3. das aktuelle RR-Intervall RR| bezogen auf das aktuelle mittlere RR-Intervall RRm mindestens eine Verkürzung auf dRRm aufweist (wobei diese Schwelle z.B. 80% sein kann). (49) Herzschlägen, die die vorgegebenen Kriterien (z.B. alle Kriterien 1 bis 3) erfüllen, wird der Herzschlag-Typ A zugeordnet. Der Herzschlag mit der R-Zacke 34 in Fig. 3 ist ein Beispiel dafür. Wird ein solcher Herzschlag festgestellt, erfolgt die Rückkehr zum Beginn der Hauptschleife 42. (50) Herzschlägen, die die vorgegebenen Kriterien (z.B. eines der Kriterien 1 bis 3) nicht erfüllen, wird der Herzschlag-Typ N zugeordnet. (51) Der Testbereich bzw. der untersuchte bzw. gewählte Teilbereich der Signalkurve von Schlägen des Typs N wird dazu verwendet, die Testbereichsschablone TBS zu aktualisie- 55 5 AT 500 222 B1 ren. Dazu kann vorteilhaft ein mit dem Faktor nTB gewichteter Mittelwert aus der alten Schablone und dem aktuellen Testbereich gebildet werden. Dieser Faktor kann z.B. 16 betragen. Die laufende Anpassung der Schablone TBS ist sinnvoll, um dynamischen Vorgängen wie einer sich verändernden Herzrate im Verlauf der Aufzeichnung Rechnung zu 5 tragen. (52) Es erfolgt eine Prüfung, ob bereits ein Wert für das aktuelle mittlere RR-Intervall RRm verfügbar ist. (53) Wenn dies nicht der Fall ist, wird dem mittleren RR-Intervall RRm der aktuelle RR-Intervall-Wert RR, zugeordnet und zum Beginn der Hauptschleife 42 zurückgekehrt. io (54) Wenn dies der Fall ist, wird der Wert für das mittlere RR-Intervall aktualisiert, z.B. auf der Basis eines mit dem Faktor nRR gewichteten Mittelwertes aus dem alten Wert RRm und dem aktuellen RR-Intervall RR. Eine andere Möglichkeit ist die Berechung des mittleren RR-Intervalls auf der Basis eines gleitenden Mittelwerts, z.B. über die letzten 5 RR-Intervall-Werte. 15The inventive inventive Vor-50 gangsweise after the preprocessing if necessary, which is handled by the arithmetic unit 14, can be seen in particular from the flowchart in Fig. 4: (41) The ECG signal can before the consideration of the individual beats approved for examination in a filter unit 41 of filtering with a digital bandpass filter, to reduce noise and baseline fluctuations and to emphasize that frequency range in which the main frequency content of the signal range to be examined is emphasized lies. For analyzes in the P-wave region, e.g. a filtering with a Buttenworth approximation 2nd order and a lower or upper cutoff frequency of 4 or 32 Hz prove favorable. (42) Beginning of the main loop 42, which is traversed for each heartbeat beginning with the second heartbeat. (43) Calculation of the current RR interval as the distance between the time of the current and the previous R wave or calculation of another characteristic interval for determining the time intervals of the heartbeats. According to Fig. 3, e.g. RR (interval 32) = t (time 34) - tu (time 33). (44) The heartbeats are evaluated in a classifier 44 with regard to predetermined classification criteria. The most common heartbeat class is preferably defined as a standard S-class. For heartbeats that are not class S, everything but the average RR interval (see below) is skipped. (45) A check is made as to whether a test area template TBS has already been defined in a template creator 45 or in a signal template. According to FIG. 2, the test area (TB) comprises in each case all the sampling or signal values between the two arbitrarily defined test area limits ta (time 28) and te (time 29). The values of these limits must be adapted to the respective application. In the case of PAF this is the area of the P-wave 21, e.g. ta = -225 ms, te = -75 ms, in each case related to the selected fixed point, in particular the R point (time 23). (46) If the test area template TBS is not yet defined, it is initialized with the test area TB, the current heartbeat. (47) The similarity of the current test or signal range with the current test range template TBS is determined in a computing unit 47. This can e.g. by the calculation of the similarity measure, preferably the linear correlation coefficient CC ,, between the two compared sample sequences. In this case, the value 1 results for a heartbeat whose current signal range completely coincides with that of the template formed and a low or even negative value if the test range of the current heartbeat is poorly in line with the comparison range of the template or even has an opposite course. FIG. 3 shows an example of an opposite course with respect to the P-waves 35 and 36 of the heartbeats defined by the R-waves 33 and 34, where a negative is obtained from the comparison of the P-wave 36 of the heartbeat 34 with the template TBS Correlation coefficient CC, is expected. (48) A checking of the heartbeat is carried out in a checking or sorting unit 48 for the fulfillment of predetermined criteria, e.g. Prematurity, where prematurity means that: 1. the current RR interval RR is shorter than an absolute threshold RR, ™ (where this absolute threshold may be, for example, one second) and / or 2. the current RR interval RR, based on the immediately preceding RR interval RRm has at least a shortening to dRRrei (which threshold may be eg 80%) and / or 3. the current RR interval RR | based on the current average RR interval RRm has at least a reduction to dRRm (which threshold may be, for example, 80%). (49) Heartbeats meeting the predetermined criteria (e.g., all criteria 1 to 3) are assigned the type A heartbeat. The heartbeat with the R-wave 34 in Fig. 3 is an example of this. When such a heartbeat is detected, it returns to the beginning of the main loop 42. (50) Heartbeats that do not meet the predetermined criteria (e.g., any of the criteria 1 to 3) are assigned the heartbeat type N. (51) The test area or the examined or selected subarea of the signal curve of type N strokes is used to update the test area template TBS. To this end, an average value weighted by the factor nTB from the old template and the current test area. This factor can e.g. 16 amount. The ongoing adaptation of the TBS template makes sense to account for dynamic events such as a changing heart rate during the course of the recording. (52) A check is made as to whether a value for the current mean RR interval RRm is already available. (53) If this is not the case, the RR intermediate interval RRm is assigned the current RR interval value RR, and returned to the beginning of the main loop 42. io (54) If so, the value for the mean RR interval is updated, e.g. on the basis of a mean value weighted by the factor nRR from the old value RRm and the current RR interval RR. Another possibility is to calculate the mean RR interval based on a moving average, e.g. over the last 5 RR interval values. 15

Im Anschluss erfolgt die Rückkehr zum Beginn der Hauptschleife 42.Following the return to the beginning of the main loop 42.

In vorgegebenen, vorzugsweise regelmäßigen (z.B. halbstündigen) Intervallen oder beim Auftreten vordefinierter Situationen, z.B. immer beim Auftreten eines Herzschlags des Typs A, das 20 heißt eines Herzschlages, der die vorgegebenen (Ausscheidungs)Kriterien erfüllt, werden alle innerhalb eines bestimmten zeitlichen Intervalls (z.B. innerhalb der letzten halben Stunde) aufgetretenen Schläge nach den Typen, im vorliegenden Fall A und N, gruppiert und die diesen Herzschlägen zugeordneten Korrelationskoeffizienten als (im vorliegenden Fall) zwei Stichproben betrachtet. Unter Verwendung eines statistischen Tests wird in einem Statistikrechner 60 25 geprüft, ob diese beiden Gruppen der gleichen Grundgesamtheit entspringen. Der allenfalls an einer Anzeige- und/oder Auswerteeinheit 61 anliegende resultierende p-Wert ist ein Maß für die Wahrscheinlichkeit, dass tatsächlich ein Unterschied vorliegt. Dieser Wert kann mit einem Schwellwert verglichen werden, um eine Ja/Nein Entscheidung abzuleiten oder auch mit anderen Daten verknüpft werden. Es kann sich auch als günstig erweisen, den Logarithmus des 30 p-Wertes zu verwenden.At predetermined, preferably regular (e.g., half-hourly) intervals or when predefined situations occur, e.g. Whenever a Type A heartbeat occurs, which means a heartbeat that meets the predetermined (elimination) criteria, all strokes occurring within a certain time interval (eg, within the last half-hour) will be hit by types, in this case A and N, grouped and considered the correlation coefficients associated with these heart beats as (in the present case) two samples. Using a statistical test, it is checked in a statistical calculator 60 25 whether these two groups originate from the same population. The resulting p-value, which may be applied to a display and / or evaluation unit 61, is a measure of the probability that there is actually a difference. This value can be compared to a threshold value to derive a yes / no decision or to be linked to other data. It may also prove convenient to use the logarithm of the 30 p value.

Im Falle von PAF hat sich z.B. gezeigt, dass - bei einem Beobachtungsintervall von 30 Minuten - ein p-Wert unter 0.001 auf ein erhöhtes Risiko für PAF hinweist. 35 Als statistischen Test wird vorzugsweise ein nicht-parametrischer Rang-Test wie der U-Test eingesetzt, da diese Art von Tests keine spezifischen Voraussetzungen bezüglich der Verteilung der Stichproben, in diesem Fall also der Korrelationskoeffizienten CQ, voraussetzt.In the case of PAF, e.g. demonstrated that, with an observation interval of 30 minutes, a p-value below 0.001 indicates an increased risk of PAF. As a statistical test, a non-parametric rank test such as the U-test is preferably used, since this type of test does not require any specific requirements with regard to the distribution of the samples, in this case the correlation coefficient CQ.

Der Vorteil beim Einsatz des erfindungsgemäßen Verfahrens für die PAF-Bewertung liegt darin, 40 dass es mehrere Risikoaspekte kompakt verbindet, insbesondere: 1. Die Frequenz der vorzeitigen Herzschläge (Typ A), deren Bewertung schärfer wird, wenn die Anzahl der Elemente in den Stichproben zunimmt, 2. Die Stärke der Abweichung - starke Unterschiede im Testbereich schlagen sich als deutlich 45 geringere Korrelationskoeffizienten nieder, 3. Die Vorzeitigkeit - starke Vorzeitigkeit führt dazu dass die P-Welle 21 des vorzeitigen Herzschlags sich der T-Welle des vorangegangenen Herzschlags überlagern kann (P auf T Syndrom), was bekanntermaßen als zusätzliches Indiz für das Vorliegen eines erhöhten Risikos gilt. 50The advantage of using the method according to the invention for the PAF evaluation is that it combines several risk aspects in a compact manner, in particular: 1. The frequency of premature heartbeats (type A), whose evaluation becomes sharper when the number of elements in the samples 2. The magnitude of the deviation - large differences in the test range are reflected as significantly lower correlation coefficients, 3. The prematurity - strong prematurity causes the P-wave 21 of the premature heartbeat to be superimposed on the T-wave of the previous heartbeat (P to T syndrome), which is known to be an additional indication of the presence of increased risk. 50

Zusätzlich ist das Verfahren robust gegen Veränderungen der Signalcharakteristik, die beide Typen von interessierenden Herzschlägen betrifft wie es z.B. Rauschen ist.In addition, the method is robust to changes in signal characteristics affecting both types of heartbeats of interest, such as e.g. Noise is.

Das Verfahren kann mit einem einkanaligen EKG, aber auch mit einem mehrkanaligen EKG zur 55 Anwendung kommen. Im mehrkanaligen Fall wird für jeden Kanal ein eigenes Test-Schablonen-The procedure can be used with a single-channel ECG, but also with a multichannel ECG. In the multi-channel case, a separate test template is created for each channel.

Claims

6 AT 500 222 B1 set used. All those processing steps involving a morphological comparison are first performed separately for each channel before the results are finally summarized, e.g. by averaging the correlation coefficients of all channels of each particular heartbeat. Subsequently, the statistical evaluation uses the same scheme as described above. The method can also be used for other issues, e.g. for the evaluation of the significance of T-wave alternans. These are more or less strong beat-to-beat changes in the T-wave area, which are used as parameters for the assessment of the risk of ventricular tachycardia (ventricular fibrillation). In this case, the test area is placed in the T-wave area. The sampling can be done on the basis of the rhythm and / or on the basis of other criteria. It is also conceivable to divide the heartbeats into more than two groups or samples using a corresponding number of templates and to use a statistical test for the comparison of the similarity measures or correlation coefficients of several groups or random samples. Claims 1. Apparatus for evaluating ECG signals and for assessing the electrical cardiac activity from the electrocardiogram, in particular with regard to arrhythmia, with an ECG signal recording unit comprising electrodes for deriving the ECG signals and an evaluation unit connected thereto which comprises a checking unit (48) to which the ECG signals obtained from the ECG signal recording unit (11, 12) are supplied and in which at least partial ranges of the signals are predetermined according to predetermined criteria, eg Duration, amplitude, rhythm, prematurity, shortening and / or waveform, shape and / or location of curve areas, e.g. QRS complex, etc., 30 are verifiable, characterized in that - with the aid of the verification unit (48), the ECG signals depending on the examination in groups can be divided or sorted and that the verification unit (48) a stencil ( 46) for generating at least one, preferably se dynamically tracked, signal template (TBS) is preceded at least a portion of a signal corresponding to a heartbeat, for this sub-range, eg the P-wave region, at least one, preferably continuously or dynamically adapted to current heartbeats, signal template (TBS) can form, - that a computing unit (47) for calculating the similarity measure, in particular of the 40 correlation coefficient (CCj) between the template (TBS) created by the stencil former (46) and the corresponding signal regions of the individual ECG signals sorted into the individual groups is provided, in which the signals of the currently arriving, preferably all heartbeats considered in a predetermined time interval are provided with this signal (s) Stencil (s) (TBS) can be correlated and a similarity measure, preferably by forming the correlation coefficient (CCi), can be determined for each of these heart beats, that a statistical computer (47) and the checking unit (48) 60) having the similarity measures, preferably the correlation coefficients (CC), in the individual n groups (type A, type N) so individual heartbeats a statistical test, e.g. U-Test, assesses whether the beats placed in each group originate from the same population, and that the p-value or probability value resulting from the test, preferably the logarithm of the p-value, is used as the basis for the decision each of the heart beats or the considered range of the ECG signal of the evaluation is guided to 7 AT 500 222 B1.

2. Device according to claim 1, characterized in that the stencil former (46) for detecting and classifying the heartbeats according to predetermined classification criteria, e.g. Position and duration of the P-wave and / or the T-wave and / or the QRS complex, amplitude, waveform, which is not the classification criteria corresponding, e.g. ventricular heartbeats, disregarded for creating the template (TBS). 3. Apparatus according to claim 1 or 2, characterized in that the unit (44) for detection and classification, a carrier unit (43) and this optionally upstream of a loop former (42) in which within the signal sequence, a trigger point for Creation of a clear temporal relationship of the respective heartbeat to the dynamic or continuously adapted template is mediate, including before calculating the correlation coefficients (CQ) both in the signal template (TBS) as well as in the signals of the heartbeats to be correlated in the Signal curve a significant curve point set, eg the R-wave (23) of the QRS complex, and is used as a fixed point for determining the position of portions of the signals and / or the distance of the heartbeat. 20

4. Device according to one of claims 1 to 3, characterized in that - the statistical calculator (60) for the calculation of the correlation coefficients (CCj) in the signal sections to be correlated with each other, starting from the determined fixed point, correlates the temporally identical curve points. 25

5. Device according to one of claims 1 to 4, characterized in that - the unit (48) for the division of the heartbeats in groups as a criterion for this purpose, a check of the heartbeat on prematurity, where prematurity means that the current RR interval RR is shorter than a predetermined absolute threshold RRmin 30 and / or the current RR interval RR relative to the immediately preceding RR interval RRm has a shortening at least to a predetermined value dRRre, and / or the current RR interval RR relative to the current one mean RR interval RRm has at least a reduction to a predetermined value dRRn, wherein the current RR interval is calculated as the distance between the R wave (24) of the current and the 35 R waves (33) of the respective previous heart beat, Before geous enough, the interval RRmin 0.8 to 1.2, preferably 0.9 to 1.1, seconds and / or - the value dRRrei 0.7 to 0.89%, preferably is 0.75 to 0.84%, and / or - the value dRRm is 0.7 to 0.89%, preferably 0.75 to 0.84%, preferably the values dRRrei and dRRm are the same are big.

6. Device according to one of claims 1 to 5, characterized in that - a unit (61) for evaluating the heartbeats on the signal range of the P-wave (21) for assessing the possible occurrence of a paroxysmal atrial Flim- 45 merns to the statistical calculator (60) is connected, and / or - that the probability values obtained from the statistical computer (60) are supplied to a pacemaker for control.

7. Device according to one of claims 1 to 6, characterized in that the scraping 50 lone (TBS) is formed from optionally coherently averaged signal portions of a predetermined number of previous heartbeats of a similarly evaluated morphology.

8. Device according to one of claims 1 to 7, characterized in that the trigger unit (43), a digital band-pass filter (41) is vorschaltbar, the ECG signal for the treatment of individual heartbeats at least in partial areas of a Subject to filtering.

9. Device according to one of claims 1 to 8, characterized in that the checking and sorting unit (48) for evaluating all heartbeats of a predetermined 5 NEN time interval, e.g. of 30 minutes, is set up.

10. Device according to one of claims 1 to 9, characterized in that the stencil former (46) at the beginning of the evaluation, the template (TBS) is initialized with the signal of the first current heartbeat and dynamically adapts with subsequent heartbeats. 10

11. Device according to one of claims 1 to 10, characterized in that in ECG devices with multi-channel incoming ECG signals, the processing steps that include a morphological comparison, first separately feasible for each channel, and the results are fed to a mean value, in these are summarized 15, eg by averaging the correlation coefficients of all channels of each particular heartbeat.

12. Device according to one of claims 1 to 11, characterized in that the checking unit (48) and / or the stencil images (TBS) and / or the arithmetic unit (47) 20 and / or the statistical calculator (60) and / or the others Units are implemented in a preferably digital processing unit by software and / or hardware.

13. Device according to one of claims 1 to 12, characterized in that the device is connected to an ECG recording unit (11,12). 25 For 2 sheets of drawings 30 35 40 45 50 55