本发明涉及一种通过电刺激检测心脏功能的装置，具体地说，利用本发明的装置可同时检测活体的心电信号和血压波形，根据该检测结果再通过心内电极向心脏输出具有预定结构的刺激信号，同时测取在刺激信号作用下心电和血压信号的变化，以此获取反映心功能的信息。

心脏猝死是中老年人死亡的首要原因之一，猝死者中，约25%的人事先并无任何自觉症状。因此检测心脏功能以预防心脏猝死的发生始终是医学和科技界十分关注的一个科研领域。

众所周知，心脏是在其自身电信号的作用下有节律地搏动，正常人的心脏激动起源于窦房结，称为窦性心律。如果心脏激动发源于心室，则称为室性心律，这种室性心律多与猝死有关。在心电信号中检到一个宽大的畸形QRS波群者（QRS间期＞0.12秒），称为室性期前收缩或简称PVC（Premature    Ventricular    Contraction）。凡有连续三个以上畸形QRS波群者称为多发性室性期前收缩或简称ME（Multiple    Extrasystoles）。凡有连续十个以上畸形QRS波群者（QRS间期＞0.12秒，心率90-240次/分）称为室性心动过 速或简称VT（Ventricular    Tachycardia）。凡心电图中QRST波群完全消失，代之以形状不规则的波群，频率为250～500次/分者称为心室颤动或简称VF（Ventricular    Fibrillation）。大量研究资料证明：（1）心脏猝死系由心室颤动所致。（2）具有发生心脏猝死潜在可能性的患者，其心肌早已存在心电不稳定性。（3）心脏发生室性期前收缩（PVC或ME）、室性心动过速（VT）则表明存在着心电不稳定性。在已有技术中，为了研究心电不稳定性，建立了室颤阈值的概念，简称为VFT（Ventricular    Fibrillation    Threshold），它是指直接测量到的诱发室颤的最小刺激电流的值，用VFT可以定量表征动物或人的心电活动的稳定性，因此它已成为预报心脏猝死可能性的一个定量指标。

为了测定VFT，首先要通过人为方式诱发VF，目前在试验中采用最广泛的是电刺激方法。该方法是在心脏搏动周期的一个特定期间内（称为心脏易损期）向心肌输入电流，引起相邻心肌纤维不协调的激动，至一定程度即会引起室颤，已有技术中常用的电刺激方法有以下几种：

（1）方波单脉冲刺激法。以一定幅度，一定脉宽的单个方波脉冲作用于心室易损期内，刺激强度由小到大，以能够引起VF的最小刺激电流的强度值作为VFT。由于每次将刺激强度递增后，必须对心舒张期进行扫描以寻找易损期，而且由单个脉冲最后引发VF时的电流值经常很大，所以这一逐步递增的测量过程非常耗时，优点是 可以同时测定易损期的起点。

（2）序贯R/T刺激法。此法将两上以上的单脉冲作适当安排，每个脉冲恰好顺序地落在正常QRS波群后的一定部位和前一个电脉冲引起的室性早搏波的易损期内，以最后一个刺激的电流强度作为VFT，一般使用三个刺激脉冲。该法较易诱发VF，但仍需扫描寻找易损期，所以测定过程仍较费时。

（3）串脉冲刺激法。它是利用几个至十几个的电脉冲串（一般为连续8～14个）进行刺激。由于长脉冲串能固定地落在易损期内而诱发VF，无须扫描易损期，而且最后致颤电流也较小。所以该法的优点是快速测定。

（4）连续方波刺激法和连续交流电刺激法。它是以连续方波或交流电随机地刺激心脏，不需要心电图R波后的延时装置，但这种方法对心脏刺激时间长，损伤大，现已很少使用。

已有技术中的多功能心脏程序刺激仪（如美国Medtronics    S325型，日本三荣测器3F51型，中国FD-A型）是临床电生理研究的常用工具。它通过食道电极可对心房进行无创伤性调搏，也可利用静脉导管电极在心腔内调搏，测定包括窦房结，房室结，希-浦系统和异常传导途径在内的多种电生理功能和参数。这种技术称之为电生理刺激或生理电刺激（EPS-PES）技术。

在已有技术中公认的能够定量描述心电稳定性的指标是室颤阈值（VFT），即在电刺激心脏的过程中能够诱发室颤的最小刺激电流 值。然而，已有技术中测量VFT的方法具有很大危险性，多用于动物实验。在题为“VFT-1型心脏室颤阈值自动测定仪”的85201706号中国实用新型专利中公开了一种在动物试验中进行VFT测定的装置，该专利的设计人为本发明人，其专利权人为本申请人。此外，已有技术中的测量方法是通过手工操作，利用几台到十几台仪器完成整个测量过程，这样的方法费时费力难以由不懂得电子学知识的医务人员用于临床实践之中。还应指出，利用已有技术对试验动物进行检测时，被测动物的生理状态在较长的测量过程中会发生变化，致使所获数据的可比性受到很大影响。

在已有技术中已经能够利用程序刺激仪和EPS-PES方法诱发室性心动过速（VT），但这种诱发结果不能用于定量地表示心电稳定性。并且，这种诱发方法不能确保在刺激过程中防止出现室颤，因此仍不能解决在临床应用时的危险性问题。在已有技术中，由于受到方法和技术手段的限制，心电稳定性的检测仍是一个未能解决的难题。

根据本发明的研究成果，本发明人首先建立了以下的新概念：

1.室性期前收缩阈值或室早阈值PVCT（Premature    Ventricular    Contraction    Threshold）：诱发出室性期前收缩心电波形的最小刺激电流值。

2.多发性室早阈值MET（Multiple    Extrasystoles    Threshold）：诱发出多发性室性早搏心电波形的最小刺激电流值。

3.室性心动过速阈值或室速阈值VTT（Ventricular    Tachycardia    Threshold）：诱发出室性心动过速心电波形的最小刺激电流值。

根据本发明的检测结果，本发明人首先提出，除了已有技术中的室颤阈值（VFT）之外，室早阈值PVCT，多发室早阈值MET和室速阈值VTT也能够定量描述心电稳定性。本发明的检测结果还进一步表明：上述各阈值PVCT，MET，VTT和VFT的实际测量结果是依次增高，并且无论在正常心肌还是缺血心肌，各阈值均呈现出高度互相关。因此，本发明的测量结果证明，通过简便安全地测量PVCT，MET和VTT，可以取代已有技术中极其危险的VFT测量，并以此定量地和可靠地描述心电稳定性，同时可根据测出的PVCT，MET或VTT推算出受测者的VFT。

为了安全和准确地测量PVCT，MET和VTT，本发明提供了特殊编码的刺激脉冲序列，该脉冲序列中包括用于形成人工心律的调搏脉冲和用于诱发室早，室速的诱发脉冲，通过对调搏脉冲的个数、间隔和幅值的调整，可以使被测心脏形成人工心律，然后对人工心律进行易损期扫描，通过将诱发脉冲以递增方式重复施加在易损期内，同时用心电和血压临测室早和室速的发生，即可准确和安全地识别出被测心脏的PVCT，MET和VTT。

本发明的测量结果还表明，当心搏周期中发生室早，室速或室颤时，其实时血压值即低于正常心搏时的舒张压值，室早、室速或室颤 的时间越长，实时血压值低于舒张压的时间也越长，只有窦性心律恢复后，实时血压才基本恢复到原来的水平上。这样，在通过心电分析识别室早或室速时，可利用实时血压值来验证该识别结果，以此避免在心电分析时由于误差和干扰造成阈值检测的不准确。

根据本发明的心功能检测装置包括：多个心电检测电极，可采用任何常规结构的电极;一个血压传感器，可采用动脉导管传感器，多普勒血压传感器或其它将血压转换为电信号的传感器;一个前置放大电路，用于对心电检测电极和血压传感器检出的心电和血压信号进行放大并形成多路并联输出;一个模/数转换器，用于将上述放大电路的多路并联输出转换为多路数字信号;一个信号处理单元，该单元对上述多路数字信号进行处理以产生心电刺激的控制信号;一个刺激信号发生单元，该单元在信号处理单元输出的控制信号控制下产生心脏刺激脉冲序列;一个心内刺激电极，该电极通过心导管引入心腔内，以将上述心脏刺激脉冲序列向心脏输出，和一个输出装置，用于显示信号处理单元输出的处理结果，其中当心脏受到刺激脉冲的作用时，上述多个心电检测电极和血压传感器同时对心功能在刺激脉冲作用下发生的变化进行监测，并由信号处理单元对监测信号进行实时识别，在识别出室早或室速信号时信号处理单元向刺激信号发生单元发出停止刺激的指令同时将识别的结果通过输出装置显示出来。利用本发明的心功能检测装置可以安全、自动、准确地测出PVC、MET、VTT，并推算出VFT，以供临床和科研使用。

根据本发明的心功能检测装置，通过常规心电检测电极和血压传感器检测出心脏的心电图和动脉压幅值变化的波形;根据检出的心电信号计算出实时心率，根据已计算出的实时心率产生频率高于心率的心电调搏信号序列，并在该序列中插入位置依次移动和幅值逐步递增的诱发脉冲，以此形成心脏刺激脉冲序列，将上述脉冲序列通过心导管输入心腔，实时检测在上述脉冲序列作用下心电和血压信号的变化，对心电和血压信号进行实时分析以识别出室早和/或室速波形;根据识别出的室早和/或室速波形停止向心脏施加电刺激信号的过程，再经输出装置显示识别出的室早和/或室速波形、其对应的血压波形以及诱发出上述波形的电刺激脉冲的幅值和由此推算出的室颤阈值。

本发明的一个目的是提供一种心功能检测装置，该装置通过具有特定编码序列的电刺激信号人工诱发心电室早和/或室速波形，并根据诱发出上述波形的刺激脉冲的幅值推算出心脏的室颤阈值VFT，以此定量地检测出心电的稳定性。

本发明的再一个目的是提供具有特定编码结构的电刺激脉冲序列，该序列中包括一路施加在右心房内对心动周期进行匀齐调搏以产生人工心律的调搏脉冲，以及另一路在多个调搏脉冲之间施加到右心室内的诱发室早和/或室速的诱发脉冲。调搏脉冲的频率略高于受试者的实时心率，而诱发脉冲的位置在每一调搏周期后均有一个小的移动，以此扫描心电的易损期，此外，经过每次易损期的扫描之 后诱发脉冲的幅值均有一个小的递增，直至诱发出室早和/或室速波形为止。

利用本发明的装置，电刺激脉冲序列和检测方法可以无须诱发室颤即定量地检测出心电的稳定性，因而使检测过程的安全性大大提高。因此可以在常规条件下对清醒的人或动物进行检测。使其成为一种可在临床和科研中广泛使用的技术。

本发明的装置实现了整个检测过程的自动控制，因而使检测过程可以快速、简便和安全地进行，任何医务人员无须特殊的训练即可掌握该装置的操作和使用。

本发明的装置通过施加特殊编码的电刺激信号并同时测取血压实时波形，使测量结果的准确性和可比性大大提高，使其检测结果成为临床和科研实践中可以广泛应用的有用指标。

本发明的装置可以用于预测病人发生心脏猝死的可能性，因而为临床实践提供了一个新的疾病诊断的设备。

本发明的装置还可用于人群的心电阈值普查，因此为心脏病的预防，以及心脏病患者选用心脏起搏器和除颤器提供定量的指标。

本发明的装置还可用于检测药物对动物和人的心电阈值的影响，因此可以在临床医生为病人选用药物时提供参考指标，并且可在实验室内进行药理作用分析的动物实验中提供定量指标。根据同样的原理，本发明的装置可广泛地用于生理、药理、环境保护、职业病预防、生物学研究等多种实验当中。

本发明的装置获得了1987年4月4日在日内瓦举行的第十五届日内瓦国际发明与新技术展览会金牌和大奖。

本发明上述的以及其它的目的、特征、优点和用途将在以下结合附图所做的发明详细描述中更加清楚地体现出来。

图1示出用本发明的装置测出的PVCT、MET、VTT与VFT之间的相互关系。

图2A到2F示出用本发明的装置测出的各阈值的统计分布图。

图3A到3D分别示出用本发明的装置测出的室早、多发室早、室速和室颤的心电与血压的波形图。

图4示出本发明的心功能检测装置的示意性结构框图。

图5示出图4中信号处理单元50的示意性结构框图。

图6示出由图5中识别单元505执行的室早/室速/室颤心电血压液形识别流程图。

图7示出本发明的心脏电刺激脉冲序列的编码结构图。

图8示出刺激脉冲与心电周期的关系。

图9示出由图5中运算单元504产生的心脏电刺激脉冲序列的编码流程图。

图10示出图4中刺激信号发生单元60的结构框图。

参见图1，所示为利用本发明的装置对正常人测取的PVCT、MET、VTT和VFT的统计平均数，图中分别标出每一个均数的样本数n和标准差SD。由图中所示结果可知，通过逐步增大刺激脉冲 的强度，可依次在同一位受试者的心电信号中诱发室早，室速和室颤。

参见图2A到2F，所示为利用本发明的装置对正常心肌和缺血心肌进行的阈值测定的统计分布图，图中每一点代表由同一个体测出的两个不同阈值的对应关系。图2A示出对91例正常心肌测出的MET对VTT的统计分布，图2B示出对163例正常心肌测出的MET对VFT的统计分布，图2C示出对103例正常心肌测出的VTT对VFT的统计分布，图2D示出对8例缺血心肌测出的MET对VTT的统计分布，图2E示出对32例缺血心肌测出的MET对VFT的统计分布，图2F示出对17例缺血心肌测出的VTT对VFT的统计分布。以上统计资料表明，无论在正常心肌还是缺血心肌中，MET，VTT和VFT三者之间均是高度互相关（相关系数ν在0.72到0.99之间，p＜0.01）。三者间的回归方程见表1。

表1

正常心肌

MET/VTT    VTT＝1.4265+0.9719MET

MET＝0.1419+0.6675VTT

MET/VFT    VFT＝2.4709+0.9222MET

MET＝0.3116+0.5560VFT

VTT/VFT    VFT＝0.3617+1.1137VTT

VTT＝0.7211+0.6980VTT

缺血心肌

MET/VTT    VTT＝0.2448+1.1921MET

MET＝0.1309+0.7346VTT

MET/VFT    VFT＝0.0082+1.3995MET

MET＝0.4741+0.5860VFT

VTT/VFT    VFT＝0.3209+1.0161VTT

VTT＝0.9413VFT-0.1517

表1所示的公式表明，根据受试者是否存在心肌缺血，可以选择不同的公式，利用MET或VTT推算出VFT，以此避免进行危险性很高的VFT的直接测量。推算结果的可靠性已经通过试验得到了证实。

参见图3A到3D，所示为利用本发明的装置分别测出的室早、多发室早、室速和室颤发生时心电信号与动脉血压相对应的实时波形图。图中的横轴为时间，上一曲线为动脉压波形，下一曲线为心电波形。当心脏在节律运动的过程中发生异常室性搏动（如室早，室速和室颤）时，人体动脉压也会产生相应的下降，使其低于正常心搏时的舒张压。异常心搏的类型决定了动脉压下降的持续时间，按室早、室速、室颤的顺序，异常搏动的时间相应延长，它们对应的动脉压下降的持续时间也相应地延长。根据这一现象，本发明的检测装置通过检测动脉压低于正常舒张压的持续时间的长短，可以进行异常心搏类型的辅助识别。由于这种利用动脉压进行识别的方式中判别关系简明，而且不易受对心脏施加的电刺激信号的干扰，因而它易于实现并且可靠性较高。图3A示出发生室早波形a，b时所对应的动脉压下降时间TBP，图中的BPo标出了正常心搏时的舒张压。图3B示出发生多发室早波形a，b，c，d，…时所对应的动脉压下降时间TBP，该段时间的长度超过了图3A。图3C示出发生室速波形a，b，c，d，…时所对应的动脉压下降时间TBP，其长度又明显地超过了用3B所示的 情况。图3D示出发生室颤时对应的动脉压下降的情况，这时如不采取措施，TBP将延续很长时间，并将会危及受试者的生命。

参见图4，所示为本发明的心功能检测装置的示意性结构框图。图中，参考号10代表常规的心电检测电极，本发明的电极可进行多导联（如常规的12导联）心电检测。参考号20代表一个动脉压传感器，它可采用任何常规的动脉压传感器，如动脉导管传感器，多普勒血压传感器，等等。参考号30代表一个前置放大电路，它可对多路心电信号和一路血压信号进行放大，以产生多路并行输出。40为一个A/D转换器，它将前置放大电路30输出的多路并行信号转换为多路数字信号。以上的心电检测电极10，动脉压传感器20，前置放大电路30，A/D转换器40均在已有技术中可以实现，因此不再对它们的结构进一步介绍。参考号50代表一个信号处理单元，60为一个刺激信号发生单元，70为一个心内刺激电极，如常规的两路心导管电极，80为一个输入输出装置。当系统开始工作时，由信号处理单元50输入多路心电和血压的数字信号，对这些数字信号进行处理，并根据处理结果向刺激信号发生单元60输出工作指令，根据这一指令中的信息，刺激信号发生单元60产生具有特定编码结构的刺激脉冲序列，并经刺激电极70分别向右心房和右心室施加这些刺激脉冲，与此同时，检测电极10和动脉压传感器20对接受刺激的心脏进行心电和血压的检测，由信号处理单元50对检测的结果进行识别，直到识别出室早或室速的波形，然后立即向刺激信号发生单元60发出指 令停止对心脏的刺激，同时经输入输出装置80输出识别的室早或室速波形和产生该波形的刺激脉冲的强度，以据此推算出的室颤阈值VFT。

图5示出图4中信号处理单元50的结构框图。其中，参考号501代表一个存储单元，由其存入多路并行数据，以供进一步的处理。502为心电信号测量单元，该单元从存储单元501中提取多导联心电数据，并对心电数据的R-R间期，Q-T间期，ST段偏移等参数进行测量并产生心电测量信号。由于该测量均为已有技术，因此不再进一步予以说明。503为一个血压测量单元，该单元从存储单元501中提取动脉压数据，并对动脉压波形，收缩压，舒张压进行测量，产生血压波形测量信号。参考号504代表一个运算单元，该单元输入心电信号测量单元502输出的心电测量信号和血压测量单元503输出的血压测量信号，根据这些信号的值计算出应对心脏施加的刺激脉冲系列的各项参数，然后将这些参考数做为工作指令送往刺激信号发生单元60。参考号505代表一个识别单元，该单元分别从心电信号测量单元502输入心电测量信号，和血压测量单元503输入血压测量信号，首先对该信号进行室早和室速的识别，以排除受试者在未接受刺激信号时已有室性心律的情况，对心律正常者才发出刺激指令。根据心脏在电刺激信号的作用下产生的心电和血压波形的变化识别出室早或室速波形，并在识别出异常心搏波形时向运算单元504发出停止刺激的指令，同时从该单元输入诱发心搏异常波形的 刺激脉冲的幅值。然后经输入输出装置80显示出诱发出的异常心搏的波形以及测量和推算出的MET、VTT和VFT。

图6示出图5中识别单元505执行的室早/室速/室颤心电血压波形识别流程图。首先，在步骤90输入心电和血压波形的测量数据，然后在步骤100判别有无室早和室速波形，若有转入步骤112，不进行电刺激，若无异常波形，进入步骤101。步骤101向运算单元504发出开始进行心脏刺激的指令，步骤102从心电信号测量单元502和血压测量单元503输入测量信号（BP和R-R间期，Q-T间期，ST偏移幅度），然后在步骤103判断是否已向刺激信号发生单元60输出停发刺激脉冲的命令，如果没有则进入104判断实时血压值BP是否小于正常心搏的舒张压BPo;如果为否，则经步骤107进行Co清零后再经步骤108显示心电血压波形后返回步骤101。如果步骤104的判断为是，则进入步骤105使计数器Co加1，然后在步骤106判断血压下降延续时间的长度，如果该长度未超过预定值，则在步骤108显示心电血压波形后返回步骤101，若血压下降延续时间超过预定值，则在步骤109向刺激信号发生单元60发生停止电刺激的指令后转步骤110;103判断为是则转步骤110，然后经过步骤111，取出已识别的异常心搏波形前后的足够数据点，在步骤112显示出心电和血压的波形。步骤113根据已识别出的异常心搏计算并显示MET、VTT和VFT，然后经过打印步骤114后结束整个程序。步骤113中使用的计算公式可参见表1，对于心肌是否存在缺血的 情况可根据心电信号识别单元502中对心电图ST段的自动识别结果，也可由操作者对施加电刺激信号之前心电图信号进行人工识别后键入有关信息，然后选择表1中的适当公式推算出相应的VFT值。

图7示出在图5所示运算单元504控制下刺激信号发生单元60产生的刺激脉冲序列的波形图、本发明的刺激脉冲序列中包括两路作用不同的脉冲，第一路是通过导管施加在右心房上的调搏脉冲，其作用是人工控制心率使心跳匀齐以便对心动周期进行有选择的刺激，该脉冲在图中标为So，其周期为TS。将其控制为小于R-R间期，一般为R-R间期的50～80%，这样可使检测过程不受窦性心律的影响;So的脉冲幅度由ASo表示，它可在1～20mA范围内调整。第二路脉冲是通过心导管施加到右心室内膜上的诱发脉冲，其作用是诱发室早和/或室速，该脉冲在图中标为S由于在一个心搏周期中，从心电T波起点到峰值之间有一个宽度为20～40毫秒的区间，它是心脏最容易发生室早、室速和室颤的区间，医学上称之为易损期，诱发脉冲S1应有选择地施加在这一区间内。以便在测量过程中保证安全和准确，施加在易损期内诱发脉冲的幅值应逐步递增，增量应小于等于0.1mA，直至诱发出室早和/或室速，这时的诱发脉冲幅AS即为室早阈值或室速阈值。由于个体差异的影响，不同人的易损期的位置和宽度均有差异，为了有选择地覆盖这一区域，本发明提供了以下的具体作法：

（1）串脉冲法，参见图7C，首先用调搏脉冲So使心律匀齐，经过N个So后插入一串n个S1脉冲，幅值0.1mA，第N个So与第一个S1脉冲的间距为Tso-s根据已测出的Q-T间期，可使S脉冲串有选择地覆盖T波的起点到T波峰值的区间。利用这种方法可以保证至少有一个S1处于心脏易损期内，若第一串S1脉冲未诱发出室早或室速，则在N个So脉冲后按同样方式施加第二串S1脉冲，幅值递增为0.2mA，以此类推，直至产生室早或室速波形。若S1脉冲幅值加到50mA仍未诱发室早或室速，则停止刺激。这表明心电稳定性高。每次间隔N个So是为了消除上一次S1脉冲对心脏的影响。N可以是1～10，一般为8。S脉冲的宽度为1mS1周期为5mS1，其个数取决于T波起点到峰值的区间宽度。

（2）序贯法，与串脉冲法不同之处在于每次不是施加n个S的脉冲串。而是施加1个S1脉冲，经过N个So后再施加第二个同样幅值的S1脉冲，但位置后移5mS，这样经过n个循环后，完成了相当于串脉冲法的第一串S1脉冲刺激再将S1幅值增加0.1mA，重复这一过程，该方法比串脉冲法检测时间长，但由于避免了一串n个脉冲对心肌的作用，因而测试精度高，如果每一周期S1脉冲是从T波起点开始向峰值方向顺移，称为正序贯（见图7A）。若S1脉冲从下波峰值开始反向移动，称为负序贯（见图7B）。图8中具体示出调搏脉冲So，诱发脉冲S1与心电周期的关系。

参见图9，所示为图5中运算单元504执行的刺激脉冲编码程 序，由该程序产生图7所示的脉冲序列。首先在步骤200输入从心电信号测量单元502和血压测量单元503测出的心电信号的R-R间期，Q-T间期，ST段偏移，以及血压波形，收缩压和舒张压的幅值等数据，并可键入操作者选择的刺激方式。在步骤201根据上述输入数据计算或选择TSo，ASo，N，n，MaxTso-s1，MinTso-s1，AS1。其中TSo为50～80%的R-R间期，ASo可由操作者调整，以便建立匀齐的心律，N为1～10，n＝ (Tr)/5 +1，其中Tr是1/2T波的宽度，单位为mS。MaxTso-S1为P波起点到T波峰值的时间，MinTso-s1为P波起点到T波起点的时间，AS1赋值为0。在步骤215，根据操作者键入的信息，自动选择刺激方式的子程序，步骤202到208为正序贯法，步骤209为负序贯法，步骤216-230为串脉冲法，负序贯法步骤209可用正序贯法子程序对计算值进行相应调整而完成。步骤202先出N个调搏脉冲So，然后在步骤203在时间间隔MinTso-s1点上发出一个幅度为AS1的诱发脉冲S1。在步骤204将下一诱发脉冲S的作用时间延时5mS。在205判断是否尚未覆盖整个心电易损期，若为是，则返回入步骤202重发下一个诱发脉冲S1，直至覆盖了整个易损期，然后进入步骤206。首先判别是否从识别单元505接到停发刺激脉冲的命令（即是否已识别出室早或室速波形，图6中的步骤109）;若无该命令，再判断AS是否等于50mA，若小于50mA，则进入步骤207，将AS1增值0.1mA，Tso-S1复原，用幅值增大了的诱发脉冲S1在下一刺激周期中重新覆盖 心脏易损期，当发生异常波形或AS1达到50mA时，则在步骤208将AS1的幅值作为PVCT、MET或VTT向识别单元505输出，用于推算室颤阈值VET。若操作者选择串脉冲法，则由步骤215进入216，先发出N个So调搏脉冲，然后在步骤217中从MinTso-s1处发生n个周期为5ms宽1ms的诱发脉冲串。在步骤218判断是否发生异常波形或S脉冲幅值达到50mA，若为否，进入步骤219，将S增值0.1mA，重复刺激过程，直至诱发出异常波形或达到50mA为止，向识别单元输出AS1作为阈值。

参见图10，所示为图4中激刺信号发生单元60的框图。其中，标号601为一个D/A转换器，例如可采用一个双通道12位、转换电平为05ν的常规D/A转换器件，该转换器将图5中运算单元504输出的电刺激脉冲序列的指令信号转换为模拟信号，然后经用于阻抗匹配的缓冲级602和用于电平调整的衰减器603传送到隔离电路604，该电路的作用是使刺激电极输出端的参考地电位与整个装置的地线浮置，以确保受试者的安全，然后经过缓冲级605进行阻抗匹配，最后由V/I变换器606将经过缓冲的电压信号变为电流信号，通过图1所示的心内刺激电极70施加到心腔内，反馈电路607能够保持心内刺激电极为恒流输出，使其不受心内阻抗的影响，以此保证阈值检测的准确性，图中由608示意性地表示心脏阻抗。刺激信号通过图1中的心内刺激电极70来完成，该电极可采用市售4F型带电极心导管，该心导管的两对电极中，一对用于向心房施加调搏脉冲 So，另一对用于向心室施加透发脉冲S1。

利用本发明的装置识别出室早或室速波形后，经过对异常心电波形的峰值个数及宽度的识别，可确定其为室早，多发室早或室速，然后根据ST段的偏移选用表1中的适当公式推算出VFT，由图1中的输入一输出装置80进行输出显示和存储，采用已有技术中的打印显示装置，即可完成本发明所要求的波形显示，另外，通过采用常规的输入装置，如键盘等，可通过该输入-输出装置向系统键入操作指令和与病人有关的信息，由于这些均为人所众知的技术，不再进一步说明。

本发明的装置和方法在以上通过结合附图进行了示例性说明，本领域内的熟练人员无须背离本发明的实质和原理，即可对其进行多种形式的修改和替换，因此，本发明的保护范围仅取决于本申请的权利要求书。