DE3788251T2

DE3788251T2 - Gerät zur Bewertung myokardialer elektrischer Stabilität.

Info

Publication number: DE3788251T2
Application number: DE87306673T
Authority: DE
Inventors: Richard J Cohen; Joseph M Smith
Original assignee: Massachusetts Institute of Technology
Current assignee: Massachusetts Institute of Technology
Priority date: 1986-07-30
Filing date: 1987-07-29
Publication date: 1994-03-17
Anticipated expiration: 2007-07-30
Also published as: CA1310071C; EP0255348A1; JPH0414975B2; EP0255348B1; US4802491A; JPS6354149A; DE3788251D1

Description

Diese Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Bewertung der relativen physiologischen Stabilität von einer zyklischen physiologischen Wellenform; insbesondere der elektrischen Stabilität des Herzens, und besonders auf die Erzeugung eines wechselnden EKG-Morphologie-Indexes, der streng mit der mikrokardialen elektrischen Stabilität korreliert ist.
Der plötzliche Herztod, der als Tod aufgrund von Herzursachen innerhalb von 24 Stunden nach Einsetzen der Symptome definiert ist, wird als das herausforderndste Problem der zeitgenössischen Kardiologie bezeichnet. Die meisten plötzlichen Tode sind unerwartet, unangekündigt durch Symptome von Dauer oder von einer offensichtlichen Erkrankung der Herzkranzgefäße. Alleine in den Vereinigten Staaten fordern die plötzlichen Herztode typischerweise zwischen 400.000 und 500.000 Leben pro Jahr und stellen die Haupttodesursache für Männer zwischen 20 und 65 Jahren dar.
Man glaubt, daß der Mechanismus, der für den großen Teil der plötzlichen Herztode verantwortlich ist, ein Herzflimmern ist, ein Zustand, in welchem die normalerweise organisierte elektrische Aktivität des Herzens durcheinander und scheinbar chaotisch wird. Diese unorganisierte elektrische Aktivität löst ähnlich unorganisierte und nutzlose mechanische Kontraktionen der Pumpkammern des Herzens aus, was zu einem Kreislaufkollaps und zum Tod führt.
Die mit Abstand wünschenswerteste und potentiell effektivste Antwort auf das Problem des plötzlichen Herztodes ist die Vorbeugung, bei welcher der erste Schritt notwendigerweise die Identifizierung derjenigen Individuen mit einem erhöhten Risiko darstellt. Es ist diese Identifizierung, mit welcher sich die vorliegende Erfindung beschäftigt.
Eine nicht-invasive Technik zur Feststellung des "Herzstatus" eines gegebenen Individuums umfaßt die Analyse der Wechsel von Schlag zu Schlag in der Morphologie des Elektrokardiogramm-Komplexes (EKG). Während man lange vermutet hat, daß eine Verbindung zwischen Wechseln in der EKG-Morphologie und der myokardialen elektrischen Stabilität existiert, waren die bisherigen Techniken nur sehr am Rande erfolgreich. Der Stand der Technik umfaßt die Beziehung zwischen den Fluktuationen in den T-Wellen-Morphologie des EKG-Komplexes mit der Auffälligkeit für Herzflimmern. Siehe z. B. "Fluctuations in T-wave Morphology and Susceptibility to Ventricular Fibrillation", von Adam et al, im Journal of Electrocardiology 17 (3), 19984, Seiten 209-218, welches die Merkmale des Oberbegriffs des unabhangigen Anspruchs offenbart; "Estimation of Ventricular Vulnerability to Fibrillation Through T-Wave Time Series Aalysisll von Adam et al, Computers in Cardiology, September 1981; "Ventricular Fibrillation and Fluctuations in the Magnitude of Repolarization Vector" von Adam et al, IEEE, 1982 Computers in Cardiology. In diesen Referenzen wurde der Wechsel der T-Wellen-Energie von Schlag zu Schlag gemessen, um einen T-Wellen-Wechselindex ("T-wave alternation index", TWAI) zu erzeugen. Diese Technik ist jedoch nicht in der Lage, Wechsel in den Wellenformmorphologie festzustellen, welche zu wechselnden Wellenformen von gleicher Energie führt. Außerdem hing der Betrag der festgestellten Wechsel vom bestimmten statischen Teil der Wellenform ab. Dadurch führte derselbe Betrag von Wechseln, die einem unterschiedlichen Amplitudensignal überlagert waren, zu verschiedenen Werten des T-Wellenform-Wechselindexes. Diese Technik kann sogar die Anwesenheit von Wechseln in den ursprünglichen Wellenformmorphologien vollständig unsichtbar machen.
Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Vorrichtung zur Charakterisierung der wechselnden EKG-Morphologie zur Verfügung zu stellen, die zur Bewertung der myokardialen elektrischen Stabilität nützlich ist.
Gemäß der vorliegenden Erfindung ist die Vorrichtung zur Bewertung der relativen physiologischen Stabilität aus der physiologischen Wellenform gekennzeichnet durch die Merkmale im kennzeichnenden Teil von Anspruch 1.
Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung leitet einen wechselnden EKG-Morphologieindex aus einer Reihe von Herzschlägen ab. Die elektrische EKG-Signalwellenform wird bei einer Anzahl von Abtastpunkten für jeden Schlag digitalisiert. Abtastpunktmatrizen werden aus den digitalisierten EKG-Signalen konstruiert. Die wechselnde Energie bei jedem der Abtastpunkte für die Reihe von Schlägen wird berechnet und die wechselnde Energie über den ganzen Satz von Abtastpunkten auf summiert, um eine Gesamtwechselenergie zu erzeugen. Diese Gesamtwechselenergie wird normiert in Bezug auf die Energie der mittleren Wellenform, wobei der normierte Wert der wechselnde EKG-Morphologieindex ist. Tierversuche haben eine hohe Korrelation einer abnehmenden Herzflimmerschwelle mit einer Zunahme im wechselnden EKG-Morphologieindex gezeigt.
Die hier offenbarte Erfindung wird besser in Bezug auf die Zeichnungen verstanden werden, welche eine bevorzugte Ausführungsform erläutern, und in welchen:
Fig. 1 ein Blockdiagramm des hier offenbarten Datenanalyseschemas zeigt; und
Fig. 2a und 2b Histogramme sind, die zeigen, daß verringerte elektrische Stabilität von einem Wechsel der EKG-Morphologie begleitet ist.
Das Gesamtdatenanalyseschema gemäß einer Ausführungsform der Erfindung ist in Fig. 1 dargelegt. Analoge elektrische Herzschlagsignale werden auf genommen, beispielsweise von einem Hewlett-Packard-3968a-FM-Bandrekorder. Die zu untersuchenden geeigneten Datensegmente werden in dem Datensegmentauswahl/ Abspielblock 10 ausgewählt. Die EKG-Ausgangskanäle des FM- Bandrekorders sind durch 6-Pol-Butterworth-Tiepfaßfilterver stärker 12 (Grenzfrequenz bei 360 Hz) mit einem Masscomp MC500 Computer verbunden, der mit einem 16-Kanal-Multiplexer- Analog/Digital-Wandler 14, einer 166-Mbyte-Disk und einem 2- Byte-Kernspeicher versehen ist. Die EKG-Kanäle werden mit einer Rate von 1000 Abtastungen pro Sekunde abgetastet und in benachbarten Files auf der Platte abgespeichert. QRS- oder andere EKG-Komplexe werden identifiziert und Bezugspunkte (Zeitmarkierungen entsprechend dem Ort jedes QRS-Komplexes) durch ein Schablonenangleichungsschema, das in Block 16 gezeigt ist, bestimmt. Siehe Moody, GB: Aristotle: Ambulatory Real-Time Interactive System for Testing on Two lead ECG's, MIT Bioengineering Center, 30. Mai 1983. Dieser Eingangsphase der QRS-Komplexbestimmung folgend wird eine zweite Verfeinerungsphase begonnen, worin ein iteratives, adaptives Schablonenangleichschema 18 (angepaßter Filter) verwendet wird, um anfängliche Bezugspunktabschätzungen zu verfeinern. Eine geeignete Wellenform für dieses Feinausrichtungsschema ist die Vektorgröße (Quadratwurzel der Summe der Quadrate der drei orthogonalen Komponenten) des QRS-Komplexes, nämlich die Vektorgröße des i-ten QRS-Komplexes ist gleich
mQRS (i,nT) = [xQRS² (i,nT)+YQRS² (i,nT)+zQRS² (i,nT)]½
wobei i der Index der Schlagzahl, n der Index der Abtastzahl innerhalb eines Schlages und T die Zeit zwischen angrenzenden Abtastungen ist.
Die mittlere QRS-Vektorgröße ist gleich
Mit diesem Mittel als Schablone werden die Bezugspunkte entsprechend jedem QRS-Komplex verschoben, um die Kreuzkorrelation zwischen QRS(nT) und mQRS(i,nT) zu maximieren. QRS(nT) wird dann erneut auf der Basis der verschobenen Bezugspunkte berechnet und der Prozeß wird wiederholt, bis alle Bezugspunktorte stabil sind. In der Praxis genügt im allgemeinen ein Durchgang durch das Ausrichtschema. An diesem Punkt werden die Zwischenzeitintervalle zur benutzerunterstützten Feststellung und Korrektur von verlorengegangenen Zeitabschnitten grafisch untersucht. Als nächstes werden die Wellenformsegmente (definiert als Gebiete der Abtastwerte in einem Zeitfenster relativ zu den neu definierten Bezugspunkte) der sequentiellen Vektorgrößenwellenform auf wechselnde Morphologie untersucht.
Das Analyseverfahren zum Feststellen und Quantifizieren von Wechseln in der Wellenformmorphologie umfaßt die Untersuchung von jedem Abtastpunkt innerhalb des interessierenden Wellenformsegments auf Wechsel und anschließende Integration über das ganze Wellenformsegment. Ein Beispiel wird die herausragenden Merkmale dieser Technik erläutern. Bis zu diesem Punkt wurde ein zeitraumfeststell/ausrichtverfahren beschrieben, welches die Konstruktion einer zweidimensionalen Matrix von Abtastwerten, die in Block 20 gezeigt ist, erlaubt. Die Spalten sind gemäß nT-Abtastungen in dem Wellenformsegment (entsprechend der Zeit) indiziert und die Zeilen entsprechend i, der Schlagzahl, indiziert. Sieht man über eine Zeile hinweg, so sieht man Abtastwerte entsprechend beispielsweise einem einzigen QRS-Komplex, mQRS(ifixed, nT). Sieht man entlang einer Spalte nach unten (herunter der Gesamtheit beim gleichen Zeit-Offset von der Bezugsmarkierung) würde man die verschiedenen Werte sehen, die die Wellenform zu einer bestimmten Zeit in ihrer Entwicklung nimmt, mQRS(i, nfixedT). Wenn beispielsweise die QRS-Spitzenamplituden auf der Schlag-zu- Schlag-Basis wechseln, kann man diese durch Orten der Spalte entsprechend der Zeit, bei welcher der QRS seine Spitze erreicht, npeakT, und dann heruntersehen entlang dieser bestimmten Spalte (bei der Reihe entsprechend zu mQRS(i, npeakT)) für den Wechsel identifizieren. Wenn man die zu studierende Wellenform modellieren will, m(i,nT), so daß sie einen statischen Teil, s(i,nT), welcher unabhängig von i ist, und einen wechselnden Teil, a(i,nT), umfaßt, welcher als eine feste Wellenform betrachtet werden kann, die ihre Polarität auf einer Schlag-zu-Schlag-Basis wechselt,
a(i,nT) = (-1)ia(nT),
dann kann man ein Verfahren zu Qualifizierung des Betrages der Energie, die mit a(i,nT) verbunden ist, konstruieren oder einfach a² (nT). (Natürlich enthalten tatsächliche Wellenformen ebenso Fluktuationen, welche sich nicht auf einer Schlag-zu-Schlag-Basis ändern, sondern von Schlag zu Schlag in einer komplexeren Weise variieren. Das hier vorgestellte Verfahren erlaubt die selektive Identifizieren der alternierenden Komponente a(i,nT).) Dies ist eine bemerkenswerte Verbesserung gegenüber dem Stand der Technik. Im Stand der Technik wurden die in der Wellenformenergie vorhandenen Wechsel studiert, d. h., Wechsel in der Reihe
oder entwickeln m(i,nT)
Die einzige wechselnde Komponente in dieser konstruierten Reihe ist der Kreuzterm, 2s(i,nT)a(i,nT), da s(i,nT) statisch in Bezug auf i und a² (i,nT) ist, weil a(i,nT) nur im Vorzeichen mit i wechselt.
Daher ist der gemessene Wechsel in dieser Reihe sehr abhängig von der Form von s(i,nT) und nicht nur von a(i,nT). Die Wirkung von s(i,nT) kann verstärkt, verringert oder sogar vollständig die Anwesenheit von Wechsel in den ursprünglichen Wellenformmorphologien verdecken.
Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung wird eine Vorrichtung zum Messen der Energie der alternierenden Komponente in einer Wellenform beschrieben. Der unterschied, welcher anfänglich subtil erscheinen mag, ist extrem wichtig. In früheren Studien wurde der Wechsel der Wellenformenergien gemessen, was Wechsel in der Wellenformmorphologie, die zu wechselnden Wellenformen von gleicher Energie führen, nicht feststellen kann. Außerdem war der Betrag der festgestellten Wechsel abhängig von der bestimmten statischen Wellenform. Der gleiche Betrag der Wechsel, die auf einem unterschiedlichen Amplitudensignal überlagert waren, führte zu verschiedenen Werten des T-Wellenwechselindexes. Wenn man die Energie der wechselnden Komponente der Wellenform mißt, werden diese beiden Punkte angesprochen. Energie ist eine positiv definierte Metrik und daher wird, wenn Wechsel in den Reihen der Wellenformen vorhanden sind, ihre Energie immer eine positive Form annehmen. Es gibt keine Gelegenheit für vorhandene Wechsel in den Wellenformreihen verdeckt oder durch eine besondere Form der Wechselkomponente betont zu werden. Weiterhin ist eine Messung der Energie der wechselnden Komponente unabhängig von einer bestimmten Wellenform der statischen Komponente. Später mag man die Ergebnisse durch die Energie der statischen Komponente skalieren, um eine proportionale Metrik zu konstruieren, aber die anfängliche Metrik der Energie der alternierenden Komponente ist unabhängig von der darunterliegenden statischen Wellenform.
Die Vorrichtung entsprechend der vorliegenden Erfindung zum Messen der Energie der alternierenden Komponente der Wellenformreihen wird nun beschrieben. Bis zu diesem Punkt wurde eine Technik zum Konstruieren einer Datenmatrix beschrieben, wobei die Spalten m(i,nfixedT) entsprechen und die Zeilen m(ifixed,nT) entsprechen. Wenn man die wechselnde Energie in der Sequenz m(i,nfixedT) über Spektraltechniken (d. h. Berechnen des diskreten Energiespektrums der Reihen) abschätzt und dies für jeden Abtastpunkt, n, wiederholt und die wechselnde Energie bei jedem Abtastpunkt über alle Abtastpunkte innerhalb der Wellenform auf summiert, wird es einem gelingen, die Energie der wechselnden Komponente von m(i,nT) zu messen. Nämlich,
m(i,nT) = s(i,nT) + a(i,nT)
Die Abtastautokorrelationsfunktion ist gleich
entwickeln m(i,n&sub0;T) und m(i+l,n&sub0;T)
aber s(i,n&sub0;T) = s(i+l,n&sub0;T), und a(i,n&sub0;T) = (-1)¹·a(i+1,n&sub0;T) und daher
Nun, wenn 1 ungerade ist, dann
und wenn 1 gerade ist, dann
aber die Kreuzterme 2s(i,n&sub0;T)·a(i,n&sub0;T) ändert ihr Vorzeichen mit i, weil a(i,n&sub0;T) sein Vorzeichen mit i ändert; und weil man über eine gerade Anzahl dieser Kreuzterme summiert, ist ihre Summe gleich Null. So hat man für geradzahlige 1
Durch Umgruppieren der Terme hat man (für alle 1)
Wenn man die diskrete Fourier-Transformierte dieser Autokorrelationsfunktion konstruiert und das diskrete Leistungsspektrum bestimmt, gelangt man zur Leistungsspektrumsbestimung =
wobei ω&sub0; = 2π/N
durch Einsetzen für Rm(i,n&sub0;T), m(i+1,n&sub0;T) und entwickeln von bei k = N/2, erhält man
Erkennt man, daß e-]1π = (-1)l, hat man
So gelangt man durch Konstruktion der Abschätzung des diskreten Leistungsspektrums der Reihe m(i,n&sub0;T) mit i indiziert durch die Reihe der sequentiellen Schläge von 0 bis N und durch Entwickeln dieses Leistungsspektrums bei N/2 (entsprechend der Frequenz der Wechsel), zu N-mal der Energie der wechselnden Komponente bei dem Wert von n&sub0;, Block 22. Es ist klar, daß durch Ausführen dieses Verfahrens für jeden Wert n entlang des Zeitverlaufes der interessierenden Wellenform und Auf summieren der Ergebnisse und Teilung durch N, der Anzahl der Schläge, man bei der Gesamtenergie der alternierenden Komponente, Block 24, hingelangt, nämlich
Diese Analyse wurde unter der Annahme ausgeführt, daß die einzigen Schlag-zu-Schlag-Variationen in der EKG-Komplexmorphologie der Wechsel von a(i,nT) = (-1)i a(nT) ist. Jedoch ist das beschriebene Spektralverfahren auch wirksam bei der Trennung von wechselnden Komponenten von anderen Schlag-zu- Schlag-Änderungen in der EKG-Komplexmorphologie, welche durch Beiträge zum Spektrum Yn(k) für Werte k < N/2 wiedergegeben sind. Die Wechselkomponente offenbart sich als der Wert k = N/2 entsprechend der Nyquist-Frequenz. So kann bei der Berechnung der Leistungsspektrumsabschätzung und Ermitteln seines Wertes bei k = N/2 zuverlässig die Wechselkomponente der Schlag-zu-Schlag-Änderung in der EKG-Komplexmorphologie identifiziert werden.
Nach der vorangegangenen vollständigen Erklärung werden nun zusätzlich bestimmte Details des Verfahrens angesprochen. Für jeden ausgerichteten EKG-Zeitabschnitt (QRS-Komplex, ST-Segment und T-Welle) (N = 128) wird die Vektorgrößenfunktion erzeugt. Zwei Datenmatrizen werden dann konstruiert, wobei eine der Depolarisierung entspricht (QRS-Komplex), hier als 100- Millisekunden-Fenster definiert, das um die Mitte der mittleren QRS-Vektorgrößenwellenform zentriert ist, und eines entsprechend der Repolarisierung (ST-Segment und T-Welle), hier als 200-Millisekunden-Fenster definiert, das unmittelbar dem Ende des QRS-Fensters folgt. Die QRS-Datenmatrix besteht daher aus 128 Zeilen (jede entspricht einem nachfolgenden QRS-Komplex) und 100 Spalte (jede Spalte entspricht einem Abtastpunkt während des QRS). Die ST-T-Wellendatenmatrix hat ähnlich 128 Zeilen, wobei jede einer unterschiedlichen, aber sequentiellen ST-T-Welle entspricht, und 100 Spalten, die hier jedem anderen Abtasten der ursprünglichen ST-T-Wellen wiedergeben. Für jede Spalte in jeder Datenmatrix wird die Leistungsspektrumsbestimmung berechnet durch Konstruktion der diskreten Fourier-Transformation der Hanning-Fenster-Abtastautokorrelationsfunktion. Diese Bestimmungen werden dann algebraisch summiert über alle Spalten, wodurch ein Leistungsspektrum für jede der zwei Datenmatrizen erzeugt wird. Der Punkt in dem angesammelten Leistungsspektrum entsprechend den Wechseln (Nyquist-Frequenz) wird verglichen, Block 26, für eine Abschätzung des Rauschens in einem angrenzenden Spektralband durch Konstruktion des Abtastmittels und Abtaststandardabweichung von acht benachbarten Frequenzabtastungen in diesem Band. Eine Rauschabschätzung wird in dem Frequenzband durchgeführt, das sich bei der 15/16-fachen der Wechselfrequenz befindet. Der Wechsel in der Morphologie wird als signifikant betrachtet, wenn die Leistung bei der Wechselfrequenz die Abschätzung des mittleren Rauschens um drei Standardabweichungen überschreitet. Es ist zu beachten, daß, weil die Varianz der Leistungsspektrumsbestimmung das Zweifache des Nominalwertes bei der DC und der Wechselfrequenz beträgt, das Maß der Signifikanz tatsächlich so ist, ob die Leistung bei der Wechselfrequenz den mittleren Rauschwert um 3 · 2 oder 4,24 Standardabweichungen überschreitet. Der Wert für den Betrag der vorhandenen Wechsel ist gleich der rauschkorrigierten Bestimmung der Energie der Wechselkomponente, geteilt durch die Energie der mittleren Wellenform. So ist für den QRS-Komplex die rauschkorrigierte Bestimmung der Energie, die mit der wechselnden Wellenformkomponente assoziiert ist, skaliert durch die Energie in dem mittleren Vektor-QRS-Komplex, Block 28, und ist gleich dem alternierenden EKG-Morphologieindex (AEMI) für den QRS, bezeichnet als AEMI (QRS). Für die ST-T-Welle wurde dies als AEMI (ST-T) bezeichnet. Der wechselnde EKG-Morphologieindex (AEMI) wird in Block 30 angezeigt.
Tierversuche, die am Massachusetts Institute of Technology ausgeführt wurden, haben eine Korrelation zwischen der Abnahme in der Herzflimmerschwelle (VFT) und einem Ansteigen in dem wechselnden elektrokardiografischen Morphologieindex (AEMI) erbracht. Die Einzelheiten dieser Tierexperimente werden nun beschrieben.
20 (in Zahlen: zwanzig) Bastardhunde mit 15-25 kg Gewicht wurden mit 1 mg/kg von Azebromazin unter der Haut und 30 mg/kg von Natrium-Pentobarbital (Nembutal) intravenös betäubt. Zusätzlich Nembutal wurde gegeben, um tiefe Anästhesie so erhalten. Die Atmung wurde mittels eines luftgepumpten Endotrachialtubus aufrechterhalten, der mit einem mechanischen Ventilator verbunden war. Drei Paare von transkutanen Nadelelektroden wurden entlang der drei Kardinalsrichtungen (Orthogonalen) angelegt (laterale Gliedableitung -X; Rostral- Kaudal-Ableitung -Y; Dorsal-Ventral-Ableitung -Z) zur Aufzeichnung der drei orthogonalen Elektrokardiogrammableitungen (Electronics for Medicine ECG Verstärker, Bandpaß 0,04-500 Hz). Der systemisch arterielle Druck wurde über einen intraarteriellen Katheter überwacht, der mit einem Stratham-P23a- Wandler verbunden war. Die drei EKG-Signale und das Arteriendrucksignal wurden auf einem Hewlett-Packard-3968A-8-Spur-FM Instrumentenbandrekorder mit einer Bandgeschwindigkeit von 3-3/4 ips (3 dB Bandbreite von 0-1250 Hz) aufgezeichnet.
Die operative Vorbereitung für jedes Experiment wurde mit einer linken lateralen Thoraktomie begonnen. Der Perikadium wurde angeschnitten und das Herz in eine pericardialen Schiene gehängt. Ein Paar von Spitzen-Typ-Schrittmacherelektroden wurde an die linke arterielle Appendix (zur arteriellen Schrittmachung) angelegt, und ein Paar von Schrauben-Typ- Elektroden wurde an die linke ventrikulare freie Wand zwischen dem ersten und zweiten diagonalen Zweig der linken anteriorabsteigenden (Left Anterior Decending, LAD) Koronaraterie (zur VFT-Bestimmung) angelegt. Der Innerelektrodenabstand wurde auf ungefähr 2 cm festgelegt.
Für das Studium des Herzkranzschlusses wurde ein 1-cm-Abschnitt der LAD genau distal zum ersten diagonalen Zweig von der umgebenden Faskia freigelegt und ein aufblähbarer salinegefüllter vaskularer Schließbalg (In Vivo Metric, Healdsburg, CA, 954-48) sicher um die Arterie befestigt. Das Perikadium wurde dann lose angenähert, die Muskel- und Hautschichten wurden getrennt geschlossen und die Brust von Luft evakuiert über einen Saugableittubus. Nach einer Erholperiode von 30 bis 45 Minuten wurden EKG- und Blutdruckaufzeichnungen bei einer Anzahl von atrialen Schrittmachergeschwindigkeiten aufgezeichnet, wobei VFT-Bestimmungen an den äußeren Enden des Bereichs der Schrittmachergeschwindigkeiten durchgeführt wurden. Aufeinanderfolgende VFT-Bestimmungen waren mindestens durch 15 Minuten voneinander getrennt. Übergangsweise (10 Minuten) Arterienkranzschließungen wurden dann mit der gleichen Schrittmachergeschwindigkeit ausgeführt. VFT-Messungen wurden zwischen 3 und 5 Minuten Schließung ausgeführt. Im Falle eines spontanen Herzflimmerns wurde das VFT als Null gewertet.
In den Hypothermia-Experimenten wurde ein Thermoelement innerhalb des Pericardiums eingenäht und das Pericardium und die Brust wurden wie oben geschlossen. Außerdem wurde ein Gegenstromwärmetauscher zwischen der rechten Oberschenkelarterie und der linken Oberschenkelvene angeschlossen. Nach einer Erholzeit von 30 bis 45 Minuten wurden EKG- und Blutdruckaufzeichnungen bei verschiedene arteriellen Schrittmachergeschwindigkeiten durchgeführt, wobei VFT-Bestimmungen wieder an den äußeren Ende des Bereichs der Schrittmachergeschwindigkeiten ausgeführt wurden. Die Hunde wurden dann anti-koaguliert (Heparin - 100 ug/kg iv) und der Oberschenkelarterien-Venen-Bypasswärmetauscher wurde geöffnet. Die Temperatur des Gegenstromflusses wurde so geregelt, daß eine Zieltemperatur von 20ºC in 90 bis 120 Minuten erreicht wurde. Bei dieser Temperatur wurde das Experimentenprotokoll, das unter normothermischen Bedingungen sichergestellt wurde, innerhalb der Toleranzen wiederholt. Als die Datenaufnahme bei hypothermischen Temperaturen abgeschlossen war, wurde die Temperatur des Gegenstromflusses erhöht mit einer Wiederaufwärmung aufanfängliche Temperaturen in ungefähr 60 bis 90 Minuten. Die Datenaufzeichnung und VFT-Bestimmungen wurden bei normothermischen Temperaturen wiederholt und die Tiere anschließend eingeschläfert.
Die Herzflimmerschwelle (VFT) wurde über die Pulszugtechnik gemessen, worin eine Reihe von Strompulsen durch einen Satz von ventrikularen Elektroden während der ventrikularen Repolarisierung angelegt wird. Für diese Studien wurde ein 100- Hz-Pulszug mit 50% Betriebszyklus durch ein Paar von Ventrikularelektroden angelegt. Der Pulszug wurde so gesteuert, daß er im Mittel-QT-Segment begann und gerade über die T-Welle in den skalaren EKG hinausreichte, wodurch die Verwundbarkeitsperiode und die unmittelbar angrenzende Schutzzone abgetastet wurden. Die Amplitude des Strompulszuges wurde anfänglich auf 2 mA geregelt und in 2-mA-Schritten bei allen zehn schrittgesteuerten Schlägen erhöht, bis ein Herzflimmern ausgelöst wurde. Die minimale Stromintensität, die zu einem Herzflimmern führte, wurde als die VFT genommen. Die oben diskutierte dimensionslose AEMI wurde sowohl für das QRF wie auch für die ST-T-Wellensegmente für jeden Datenrekord berechnet und mit den entsprechenden VFT-Messungen verglichen. Das Ergebnis dieser Experimente wird nun beschrieben.
Zehn Hunde wurden systemischer Hypothermia ausgesetzt (Absenkung der Kerntemperatur auf 29ºC). In sieben (7) dieser Experimente wurden zwei Sätze von Messungen durchgeführt (bei Schrittmacherraten, die sich um mindestens 25 Schläge pro Minute unterscheiden), und in den verbleibenden drei (3) Experimenten konnte nur ein (1) Meßsatz gemacht werden. In den siebzehn (17) Meßsätzen verminderte die Hypothermia die gemessene VFT in allen Experimenten von einem normothermischen Weht 23,8 +/- 2,5 mA (Mittel +/- SEM) auf einen hypothermischen Wert von 8,5 +/- 1,0 mA entsprechend einer mittleren Verminderung von VFT von 61% (p < 0,0001). Es wurde gefunden, daß die berechnete AEMI (QRS) in 16 der 17 Experimente ansteigt und unverändert (nicht nachweisbar) in dem verbleibenden Meßsatz (p< 0,0001). Es wurde gefunden, daß die mittlere AEMI (QRS) unter normothermischen Bedingungen bei 3,7 +/- 3,0 ppm (Mittel +/- SEM) liegt, wohingegen die gleiche Messung unter hypothermischen Bedingungen auf 1488 +/- 548 ppm ansteigt. Es wurde gefunden, daß AEMI (ST-T) in allen 17 Meßsätzen ansteigt von einem normothermischen Wert von 43,9 +/- 18,4 ppm auf einen hypothermischen Wert von 19178 +/- 5579 ppm (p < 0,0001).
Zehn Hunde wurden einer vorübergehenden Links-Anterior-Absteigenden-(LAD) Arterienkranzschließung ausgesetzt. Über eine Reihe von 10 Experimenten wurden 24 verschiedene Meßsätze erhalten. Die Arterienkranzschließung wurde durch eine Abnahme in der gemessenen VFT in allen 24 Meßsätzen begleitet von einem vorschließungswert von 23,0 +/- 2,4 mA (Mittel +/- SEM) auf einen Wert von 7,8 +/- 1,6 mA im geschlossenen Zustand (p < 0,0001), was zu einer mittleren Abnahme in der VFT von 61% führt. Die Schließung wurde begleitet durch ein Ansteigen in der AEMI (QRS) in 10 von 24 Meßsätzen, keine Änderung (nicht feststellbar) in 11 von 24 Sätzen, und eine Abnahme in der AEMI (QRS) in 3 der 24 Sätze begleitet (p < 0,05). Der mittlere vorschließungswert der AEMI (QRS) war 76,3 +/- 46,5 ppm (Mittel +/- SEM) mit einem Mittel im Schließungszustand von 245 +/- 111 ppm. Es wurde gefunden, daß die AEMI (ST-T) in 17 der 24 Meßsätze ansteigt, unverändert bleibt (nicht feststellbar) in 4 der Sätze und abnimmt in 3 Sätzen (p < 0,002). Das Vorschließungsmittel der AEMI (ST-T) war 842 +/- 505 ppm und stieg auf 1365 +/- 392 mit der arteriellen Kranzschließung an.
Insgesamt wurde 119 Paare von Meßsätzen (VFT und AEMI) in dieser Reihe von Tierexperimenten gemacht. Die Fig. 2a und 2b sind Histogramme, die die Ergebnisse dieser Experimente zeigen. Der Korrelationskoeffizient von VFT und AEMI (QRS) war - 0,30 (p < 0,001) und der zwischen VFT und AEMI (ST-T) war - 0,05 (p < 0,0001).
Dieser Satz von Tierexperimenten war für den Test:
1) der theoretischen Vorhersage der Existenz von subtilen Wechseln in der EKG-Komplexmorphologie und der Bedienung einer festen Schrittmachergeschwindigkeit; und, wichtiger,
2) die Vorhersage, daß dieser Wechsel als Indikator für eine abnehmende myokardiale elektrische Stabilität dient.
Die kardiale elektrische Stabilität wurde über die Bestimmung der Herzflimmerschwelle gemessen, und der Wellenformwechsel wurde quantifiziert durch Verwendung des multidimensionalen Spektralbestimmungsansatzes der vorliegenden Erfindung.
Hypothermia verminderte reproduzierbar die kardialelektrische Stabilität und diese Verminderung in der elektrischen Stabilität wurde konsistent begleitet durch einen Anstieg in dem gemessenen Wechsel in der EKG-Wellenformmorphologie. Die Arterienkranzschließung verminderte ebenso reproduzierbar die kardialelektrische Stabilität mit einer etwas geringeren Konsistenz, aber mit einem immer noch hochsignifikanten Befund eines ansteigenden EKG-Morphologiewechsels. Es ist vielleicht wichtig, sich zu erinnern, daß die vermutete Quelle des Wechselverhaltens eine Unterpopulation der myokardialen Zellen ist, welche nicht in reproduzierbarer Weise auf jede Anregungswellenfront ansprechen können aufgrund ihrer Erholungszeit, die das Zwischenschlaginterval übersteigt. Man kann wohl annehmen, daß, weil- die Arterienkranzschließung relativ lokale Effekte im Vergleich zur Hypothermia hat, die Größe der Unterpopulation, die durch die Kranzschließung bewirkt wird, notwendigerweise kleiner ist, was zu einem weniger feststellbaren Effekt führt.
Die Ergebnisse der Tierexperimente bestätigen die Existenz der theoretisch vorhergesagten subtilen Oszillationen (Wechsel) der EKG-Morphologie. Eine Verminderung der kardialelektrischen Stabilität ist durch einen Anstieg in dem gemessenen Wechsel der EKG-Komplexmorphologie begleitet und daher dienen Wechsel der EKG-Morphologie in diesen Experimenten als ein relatives Maß der elektrischen Stabilität, d. h., einem Anstieg in dem Wechsel begleitet mit einem Abfall in der Stabilität). Eine stärkere Aussage wird durch die Rangkorrelation aller VFT-Messungen mit den assoziierten AEMI-Metriken gemacht. Der Befund von hochsignifikanten (negativen) Korrelationen zwischen den VFT-Messungen und den QRS und den ST-T- Wellenformwechselmetriken legt nahe, daß Wechsel der EKG-Morphologie nützlich sein können als ein absoluter Indikator für kardiale elektrische Stabilität.
Es ist daher zu sehen, daß die Ziele dieser Erfindung erreicht wurden, dadurch, daß eine Vorrichtung zur Ableitung eines wechselnden EKG-Morphologieindexes, der mit der myokardialen elektrischen Stabilität korreliert, offenbart ist. Andere Modifikationen und Abänderungen des obigen Beispiels werden dem Fachmann einfallen.
So wurde in dem obigen Beispiel die EKG-Wellenformmorphologie durch die Vektorgröße des EKG berechnet, die die Quadratwurzel der Summe der Quadrate der gemessenen Spannung in jeder der drei orthogonalen EKG-Ableitung umfaßt. Der Vorteil der Verwendung der Vektorgröße ist, daß dieser relativ wenig durch die mechanische Bewegung des Herzens im Thorax beeinflußt ist. Jedoch kann man das oben beschriebene Verfahren auf jede einzelne EKG-Ableitung anwenden oder, wenn drei orthogonale Ableitungen zur Verfügung stehen, kann man das Leistungsspektrum für jede orthogonale Ableitung berechnen und das Maß der Wechsel in dem summierten Spektrum messen. Theoretisch liefert dies ein empfindlicheres Mittel zum Aufspüren von Wechseln als die Verwendung des Vektorbetrages, doch wird dies nicht so wirksam Wechsel identifizieren, die von rein elektrischem Ursprung sind. Das letztere Verfahren wird auch Wechsel feststellen, die mit der kardialen Rotation und Bewegung in Beziehung stehen. Jedoch kann das letztere Verfahren vorzuziehen sein, wenn mechanische Wechsel keinen störenden Faktor darstellen.
Das hier beschriebene Beispiel analysiert Schlag-zu-Schlag- Änderungen der EKG-Komplexmorphologie insbesondere zum Zweck der Identifizierung elektrischer Wechsel mit Hilfe einer Spektralanalysenmethode. Das Verfahren der Konstruktion einer Datenmatrix von den ausgerichteten EKG-Wellenformen m(i,nT) kann als eine ganz allgemeine, leistungsfähige nicht degenerierende Methode zur Analyse der Schlag-zu-Schlag-Variabilität in der EKG-Wellenformmorphologie verwendet werden. In einem solchen Ansatz kann die Analyse der Variabilität in jeder Spalte durchgeführt werden und dann ein geeignetes Maß dieser Variabilität für jede Spalte, summiert über die Spalten oder anderweitig analysiert, angezeigt werden, um eine nützliche Gesamtmessung der Variabilität zu ergeben. Beispielsweise können Wechsel in jeder Spalte gemessen werden durch Verwendung einer numerischen Technik, die verschieden von dem hier vorgestellten Spektralverfahren ist. Ein Zeitreihenraumverfahren wie beispielsweise lineare oder nicht-lineare autoregressive Analysetechnik kann verwendet werden und kann weniger fehleranfällig sein aufgrund von Unterbrechungen der Wechselsequenz über mehrere Wellenformen (z. B. durch Auftreten von ventrikularen vorzeitigen Schlägen).
Weiterhin kann es wohl sein, daß Muster von Schlag-zu-Schlag- Variabilität anders als Wechsel von diagnostischer Wichtigkeit sind. Solche Muster können identifiziert werden durch Analyse der Variabilität in jeder Spalte und Berechnung von einem oder mehreren Attributen dieser Variabilität für jede Spalte. Diese Attribute (oder mehrere Attribute) können kreuzweise zu den Spalten analysiert werden durch Anzeigen des Attributes (oder der Attribute) als eine Funktion der Spaltenzahl, um die "Attributen"-Wellenform zu kennzeichnen oder einige Merkmale dieser "Attributen"-Wellenform zu kennzeichnen durch Aufsummieren der Attribute über die Spaltenzahl oder andere ähnliche Techniken. Weiterhin kann das hier vorgestellte Analyseverfahren auf andere physiologische Wellenformen wie Blutdruckwellenform oder Atmungswellenformen zur Analyse der Wellenformvariabilität angewendet werden, um die physiologische Regulierung und Stabilität sicherzustellen.

Claims

1. Gerät zur Bewertung der relativen physiologischen Stabilität von einer zyklischen physiologischen Wellenform, wobei das Gerät eine Vorrichtung zum Digitalisieren der Wellenform bei einer Anzahl von Abtastpunkten umfaßt, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zum Konstruieren von Abtastpunktmatrizen von der digitalisierten Wellenform, wobei in der Matrix jede Zeile den abgetasteten Werten eines Zyklus es der Wellenform und jede Spalte den abgetasteten Werten bei einer bestimmten Zeit innerhalb von aufeinanderfolgenden Zyklen entspricht, und eine Vorrichtung, die angeordnet ist, um die Variabilität in jeder Spalte der Abtastmatrizen zu analysieren und von dieser Variabilität einen Index der Wellenform-Morphologie-Variabilität zu bestimmen, der mit der physiologischen Stabilität korreliert.

2. Gerät nach Anspruch 1, in welchem die physiologische Wellenform ein elektrisches EKG-Signal für eine Serie von Herzschlägen ist, wobei jeder Zyklus einem Herzschlag entspricht, und worin der Index ein alternierender EKG-Morpholgie-Index ist, und worin die Vorrichtung zum Analysieren der Variablität umfaßt: eine Rechnereinrichtung zum Berechnen der Energie jedes Schlag-zu- Schlag-Wechsels in den Wellenformwerten für jeden der Abtastpunkte, eine Rechnereinrichtung zum Aufsummieren der Energien über den ganzen Satz von Abtastpunkten, um eine alternierende Gesamtenergie zu erzeugen, und eine Rechnereinrichtung zum Normieren der alternierenden Gesamtenergie in Bezug auf die Energie einer mittleren Wellenform, wobei der resultierende normierte Wert der alternierende EKG-Morphologie-Index ist.

3. Gerät nach Anspruch 2, das weiterhin einen 6-poligen Tiefpaßfilterverstärker mit einer Grenzfrequenz von 360 Hz umfaßt.

4. Gerät nach Anspruch 3, in welchem die Rechner-einrichtung einen 2-MByte-Kernspeicher aufweist.

5. Gerät nach Anspruch 1, das so angeordnet ist, daß es auf einer Atmungswellenform betrieben werden kann.

6. Gerät nach einem der vorangegangenen Ansprüche, in welchem die Vorrichtung zum Analysieren der Variabilität einer Einrichtung zum Analysieren der Alternierung umfaßt.

7. Gerät nach einem der vorangegangenen Ansprüche, in welchem die Vorrichtung zum Analysieren der Variabilität eine Einrichtung zum Ausführen von Spektralanalysen oder Analysen im Zeit-Reihen-Raum umfaßt.

8. Gerät nach Anspruch 2, in welchem die Vorrichtung zum Analysieren der Variabilität eine Einrichtung zum Berechnen einer Schätzung des spektralen Rauschens in einem Frequenzband unterhalb der Frequenz der alternierenden Energie und zum Vergleich der Summation mit der Schätzung des spektralen Rauschens einschließt.

9. Gerät nach Anspruch 2 oder Anspruch 7, das eine Vorrichtung zum Abschätzen der Bezugspunkte für jedes Schlagsignal umfaßt.

10. Gerät nach Anspruch 2 oder 8 oder Anspruch 9, das eine Vorrichtung zum Ausführen einer Tiefpaßfilterung der elektrischen EKG-Signale vor der Digitalisierung der EKG-Signal-Wellenform umfaßt.