DE3629587C2

DE3629587C2 -

Info

Publication number: DE3629587C2
Application number: DE3629587A
Authority: DE
Inventors: Rodney M. Fridley Minn. Us Salo
Original assignee: Cardiac Pacemakers Inc
Current assignee: Cardiac Pacemakers Inc
Priority date: 1985-09-06
Filing date: 1986-08-30
Publication date: 1990-05-23
Also published as: GB2180072A; JPS6284740A; GB2180072B; FR2586925A1; US4674518A; DE3629587A1; GB8620618D0; JPH0354576B2; CA1261066A; FR2586925B1

Description

Die Erfindung richtet sich auf Herzüberwachungsgeräte, nämlich auf ein Verfahren und eine Vorrichtung für das quantitative Messen des Istwertes des Volumens von Blut, das in einer gegebenen Herzkammer enthalten ist, wobei das Schlagvolumen und die Herzleistung kontinuierlich beobachtet werden können.

In der US-PS 46 86 987 mit dem Titel "Biomedical method and apparatus for controlling the administration of therapy to a patient in response to changes in physiologic demand" ist ausgeführt, daß die Technik der elektrischen Impedanzmessung des intravaskulären Volumens seit mehr als dreißig Jahren untersucht wird, doch erst kürzlich für die Bestimmung des intrakardialen Volumens bei Menschen herangezogen wurde. In einer Veröffentlichung von Rushmer et al mit dem Titel "Intracardiac Plethysmography", Am. J. Physiol 174, 171; 1953, wurde 1953 ein Experiment diskutiert, gemäß dem Elektroden an den Wandungen sowohl des rechten wie auch des linken Ventrikels von Hunden befestigt und verwendet wurden, um Änderungen der Impedanz bei der Kontraktion aufzuzeichnen. In der Veröffentlichung von Geddes et al "Continuous Measurement of ventricular stroke volume by electrical impedance", veröffentlicht in Cardiac Research Center Bulletin, Band 4, S. 118 (1966) wird ein Experiment beschrieben, gemäß dem Elektroden an dem Epicardium eines Hundes befestigt wurden für die Messung der Impedanz bei 80 kHz bei der Injektion und dem Absaugen von Blut aus dem Herz des Tieres, wobei die Klappen in vitro zugenäht werden. Kürzlich verwendeten Baan et al einen 8-Ring-Katheter und eine Treiberfrequenz von 20 kHz und hielten bei Hunden einen hohen Grad der Korrelation fest zwischen den Impedanzmessungen im linken Ventrikel und dem Schlagvolumen, wobei das letztere gleichzeitig bestimmt wurde durch die Verwendung eines elektromagnetischen Flußmeßgerätes (Baan et al "Continuous stroke volume and cardiac output from intraventricular dimensions obtained with an impedance catheter", CardiovasC Res 15; 328, 1981). In einer späteren Veröffentlichung von Baan et al mit dem Titel "Continous registration of relative left ventricle volume in man" (Circulation 66) (Suppl. II): II-277, 1982, wird über ein Experiment berichtet, bei dem ein Katheter verwendet wurde, um kontinuierlich die Ventrikularimpedanz aufzuzeichnen und in Beziehung zu setzen mit dem Volumen bei sechs Patienten. Die erste der erwähnten Veröffentlichungen von Baan et al liefert eine theoretische Basis für die Volumenbestimmungen, basierend auf Impedanzmessungen.

Als eine erste Näherung kam das Blutvolumen, das zwischen beliebigen zwei Sensorelektroden gemessen wird, als ein Zylinder angesehen werden mit Begrenzungen, definiert durch die Endothelialoberflächen der Herzwandungen und durch die Gleichpotentialoberflächen durch die Elektroden. Das Gesamtvolumen von Blut innerhalb der linken Ventrikularkammer kann demgemäß als eine Säule von übereinander gestapelten Zylindern angesehen werden. Die Änderung der Impedanz, erfäßt während der Ventrikularkontraktion in irgendeinem dieser Zylinder wird hervorgerufen durch eine Änderung des Widerstandes zwischen den beiden Sensorelektroden als Ergebnis einer Änderung der Querschnittsfläche des Zylinders. Die Beziehung zwischen Widerstand und Querschnittsfläche ist gegeben durch die Formel:

R=ρ L/A,

worin R den Widerstand angibt, ρ den spezifischen Widerstand von Blut, L den Abstand zwischen den Sensorelektroden und A den Querschnitt. Für ein zylindrisches Volumen, bei dem das Volumen V gleich der Querschnittsfläche mal der Länge (A × L) ist, kann die obige Gleichung für den Widerstand ersetzt werden durch:

R=ρ L²/V

Der Widerstand beim diastolen Ende und beim systolen Ende kann demgemäß definiert werden als

R _ed=ρ L²/V _ed und R _es=ρ L²/V _es,

worin "ed" das Distastolenende andeutet und "es" das Systolenende. Durch Kombination dieser beiden Gleichungen und Sutraktion ergibt sich die folgende Formel für das Schlagvolumen:

Demgemäß kann für ein gegebenes Zylindersegment von Blut zwischen irgendwelchen zwei im Längsabstand liegenden Sensorelektroden die Änderung des Volumens, das mit der Ventrikularkontraktion einhergeht, bestimmt werden aus der Differenz der Impedanz bei Systolenende und Diastolenende. Da darüberhinaus jeder Blutzylinder innerhalb des linken Ventrikels als ein Widerstand in Serie zwischen den Treiberelektroden angesehen werden kann, können die Volumenmessungen für einzelne Zylinder aufaddiert werden zur Bestimmung des Schlagvolumens des gesamten Ventrikels.

Die Theorie der Impedanzvolumenmessung, die oben zusammengefaßt wurde, muß als unzulässig vereinfacht angesehen werden, da kritische Faktoren für die genaue Messung nicht berücksichtigt sind. Eine der Hauptschwierigkeiten in Verbindung mit der Impedanzbestimmung des Absolutvolumens ist die Ausscheidung des Anteils von Myocard-Gewebe bezüglich der Messungen der intrakardialen elektrischen Impedanz. Das Impedanzverfahren der Bestimmung des Ventrikularkammervolumens hängt von dem höheren elektrischen Widerstand des Myocard-Gewebes als des Blutes ab. Im Ergebnis fließt der Meßstrom primär innerhalb der Ventrikelkammer, und Impedanzänderungen sollten überwiegend die mit der Zeit sich ändernde Quantität des intracavitalen reflektieren. Unter Idealbedingungen, wenn also das Gewebe ein perfekter Isolator wäre, würde der gesamte Meßstrom nur durch die Ventrikularkammer fließen, und man könnte extrem genaue Volumenmessungen ausführen. Dieses Konzept wird gestützt durch Impedanzmessungen von Blutvolumina, enthalten in einem Gummikolben, wobei sich Korrelation der Impedanz mit den absoluten Volumina in der Größenordnung von 0,99 ergaben.

Es konnte festgestellt werden, daß die Wirkung des parallelen Widerstands des Myocardiums und des umgebenden Gewebes darin besteht, den gemessenen Widerstand herabzusetzen und damit ein scheinbares Volumen, hier als Offsetvolumen bezeichnet, dem tatsächlichen Ventrikularvolumen zuaddiert.

Zusätzlich zu dem oben beschriebenen Beitrag der Myocardialimpedanz zu den Impedanzvolumenmessungen gibt es andere Probleme bei der Bestimmung der absoluten Kammervolumina. Ein solches Problem besteht in dem spezifischen Widerstand des Blutes, der nicht konstant ist, und von dem gezeigt werden kann, daß er sich mit der Temperatur, dem Hematocrit und der Blutgeschwindigkeit ändert. Darüber hinaus ist es möglich, daß Änderungen von Elektrolytkonzentrationen den spezifischen Widerstand ebenfalls verändern.

Wenn ein Katheter innerhalb einer Ventrikularkammer positioniert wird, und ein Treiberpotential vorgegebener Frequenz zwischen einem Paar von im Abstand liegenden Elektroden angelegt wird, von denen eine sich nahe der Kammerspitze und die andere nahe der Aortaklappe befindet, zeigt es sich, daß die elektrischen Feldlinien nicht gerade sind, sondern auswärts gewölbt. In ähnlicher Weise sind die Äquipoteniallinien nicht gerade, sondern ebenfalls gekrümmt, um so die elektrischen Feldlinien unter rechten Winkeln zu kreuzen. Dieses Muster führt ebenfalls zu einem Verlust an Homogenität in der Stromdichte innerhalb der Ventrikularkammer. Da die Volumenformel V=ρ L ²/R nur auf regulär geformte zylindrische Volumina anwendbar ist, wird ein Fehler in die Ventrikularvolumenmessung eingeführt, wenn man versucht, diese Formel auf die tatsächlich vorliegenden Bedingungen beim Erregen beabstandeter Treiberelektroden anzuwenden. Dieser Fehler ist besonders akut im rechten Ventrikel infolge seiner Form. Das Maß des Fehlers kann etwas verringert werden durch Aufteilen des Volumens, das von den Treiberelektroden überspannt wird, in diskrete Segmente, Berechnen des Volumens dieser individuellen Segmente und danach Aufsummieren der einzelnen Volumenmessungen, um ein Gesamtvolumen zu erzielen, wie dies bei Baan et al beschrieben ist. Dies löst jedoch nicht das Problem der Unangemessenheit der zylindrischen Volumenformel für diese nichtzylindrischen Gegebenheiten.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren sowie eine zum Durchführen des Verfahrens geeignete Vorrichtung anzugeben, womit die Voluminabestimmung der Herzkammern mit größerer Genauigkeit ermöglicht wird.

Die gemäß der Erfindung vorgesehene Lösung dieser Aufgabe ist in den unabhängigen Patentansprüchen 1 und 6 angegeben. Vorteilhafte Weiterbildungen sind in den Ansprüchen 2 bis 5 bzw. 7 bis 9 angegeben.

Es wird eine Verbesserung der Meßgenauigkeit dadurch erreicht, daß ein R _o-Wert ermittelt wird, der äquivalent demjenigen ist, der gemessen würde, falls die Treiberelektroden voneinander einen unendlichen Abstand hätten. Wenn diese Bedingung vorliegt, erstrecken sich zumindest im mathematischen Sinne die elektrischen Feldlinien zwischen den Elektroden in geradem Verlauf und parallel zueinander ebenso wie die Äquipotentialebenen, welche die Feldlinien unter rechten Winkeln durchsetzen. Wenn der R _o-Wert bekannt ist, ist die Formel V=ρ L ²/R _o selbst bei dem irregulär geformten rechten Ventrikel anwendbar, und es ist möglich, eine genauere Angabe des Volumens zwischen Sensorelektrodenpaaren zu erhalten. Wenn die individuellen Segmentvolumina aufsummiert werden, um ein Gesamtvolumen zu ergeben, ist deshalb diese Gesamtvolumenangabe ebenfalls sehr viel genauer.

Zwar enthält das berechnete Volumen immer noch die Größe V _OFFSET infolge des umgebenden Gebietes, doch hat dieser Term, wie im Anhang A nachgewiesen wird, nur geringen Einfluß auf die Berechnung des Schlagvolumens und demgemäß auf die Herzleistung, da das Schlagvolumen nur eine Volumendifferenz darstellt. Da darüberhinaus die Ventrikularvolumenmessungen nun genau sind mit Ausnahme des einzelnen additiven Wertes, kann jede Änderung des Ventrikularvolumens infolge des Zustands des Patienten oder einer angewandten Therapie genau abgeschätzt werden. Wenn beispielsweise eine Abnahme um 10 ml im Diastolendvolumen gemessen wird nach Infusion eines inotropen Medikaments, so stellt dies eine genaue Messung der Wirkung dieses Medikaments dar.

Um den R _o-Äquivalentwert zur Verwendung in der Volumenformel abzuleiten, wird ein Katheter verwendet mit einer distalen Treiberelektrode, die nahe der Spitze des Herzens positionierbar ist, und einer proximalen Treiberelektrode, die nahe der Aortaklappe positionierbar ist. Ein zweites Paar von im Abstand angeordneten Treiberelektroden ist ebenfalls am Katheter angeordnet, wobei das zweite Paar von dem ersten Paar überspannt ist. Zwischen den genannten Elektroden einschließlich des zweiten Paares sind weitere Paare von Sensorelektroden angeordnet. Die ersten und zweiten Paare von Treiberelektroden werden getrennt erregt durch Konstantstromquellen unterschiedlicher diskreter Frequenzen. Dies ermöglicht es, durch entsprechendes Filtern den Potentialanteil an irgendeinem gegebenen Sensorelektrodenpaar zu isolieren, der jeder der ersten bzw. zweiten Quellen zuzuordnen ist. Durch Aufzeichnen des Widerstandes, der als Funktion der Inversen des Abstandes von dem Sensorpaar zum entsprechenden Treiberpaar für jede Frequenzkomponente in Cartesischen Koordinaten gemessen wird, kann eine Linie gezogen werden zwischen den zwei aufgezeichneten Widerstandswerten, und wenn die Linie verlängert (extrapoliert) wird bis zum Schnittpunkt mit der Y-Achse, entspricht dies der Impedanz, wo die Treiberelektroden einen voneinander unendlichen Abstand aufweisen.

Das Vorstehende kann mittels zweier unterschiedlicher Quellen durchgeführt werden, die jeweils getrennt und gleichzeitig mit zwei unterschiedlichen Frequenzen erregt werden, wobei jeder Anteil isoliert wird unter Verwendung digitaler Filtertechniken. Alternativ können die beiden Paare von Treiberelektroden alternierend erregt werden durch dieselbe Stromquelle, wobei der für jede der beiden Konfigurationen gemessene Widerstand separat innerhalb der Vorrichtung gespeichert wird. Wenn einmal die beiden Widerstandswerte und der Abstand zwischen dem Sensorpaar zum zugeordneten Treiberpaar bekannt sind, kann die vorgenannte Extrapolation erfolgen zur Ableitung des gewünschten äquivalenten R _o-Wertes. Wenn einmal R _o bekannt ist, kann das Volumen genauer berechnet werden, als dies bisher möglich war.

Das Verfahren gemäß vorliegender Erfindung ermöglicht eine genauere Messung des Schlagvolumens und der Herzleistung bei Patienten, als dies bisher kontinuierlich möglich war. Die Ventrikularvolumeninformation kann herangezogen werden bei der Diagnose von Rhythmusstörungen und Hypertrophy. Es dient auch bei der Bestimmung des Ausmaßes und der Wirkung von Herzinfarkten und Ischemia und ist außerdem brauchbar bei der Abschätzung und Überwachung von medikamentalen Eingriffen für die Beherrschung solcher Störungen, wie kongestivem Herzversagen. Bisher benutzte Techniken, wie thermische Dilution oder Indikatordilution können nur selten eingesetzt werden und sind nicht geeignet für Überwachungssituationen über längere Zeiträume. Die Doppelquellenventrikularimpedanz-Plethysmographietechnik gemäß vorliegender Erfindung ermöglicht dem Chemiker, visuell jede Ventrikularkontraktion ohne Injektion irgendeiner Substanz in das Herz oder einen sonstigen operativen Eingriff über längere Zeitperioden und während physischer Manöver, etwa Übungen, zu verfolgen. Da der Digital-Analog-Umsetzer die Ventrikularvolumenmeßwerte mit einer Rate von 100 Hz abtasten kann, entgeht kein Ereignis mit einer Dauer von mehr als 10 Millisekunden der Aufmerksamkeit des Klinikers. Demgemäß kann man nicht nur über längere Zeit Änderungen der Herzleistung überwachen, sondern auch die Wirkung präventrikularer Kontraktionen können individuell abeschätzt werden. Da die Zeitrate der Änderung des Volumens für jeden Herzschlag gemäß vorliegender Erfindung zugänglich wird, ist es auch möglich, die Kontraktibilität des Herzens abzuschätzen. Ferner kann durch gleichzeitige Überwachung von Druck wie auch Ventrikularvolumen die Schlagarbeit berechnet werden, und diese Information kann verwendet werden bei der Beherrschung von kongestivem Herzversagen.

Der Gegenstand der Erfindung wird nachstehend unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen näher erläutert.

Fig. 1 ist eine Teilschnittdarstellung des Herzens und zeigt den Impedanzkathether im linken Ventrikel positioniert,

Fig. 2 ist ein schematisches Blockdiagramm der Schaltung, mit der das Verfahren gemäß vorliegender Erfindung ausführbar ist,

Fig. 3 ist eine Grafik zur Illustration der Art und Weise, wie die korrigierte Impedanz R _o abgeleitet wird, und

Fig. 4 ist eine Wellenform zur Illustration des Realzeitverlaufs des Kammervolumens bei aufeinanderfolgenden Herzschlägen.

In Fig. 1 ist im Teilschnitt ein menschliches Herz 2 dargestellt, dessen Hauptkammern der rechte Vorhof 4, das rechte Ventrikel 6, der linke Vorhof 8 und das linke Ventrikel 10 sind. Zur Messung des Schlagvolumens und des Gesamtvolumens des linken Ventrikels gemäß vorliegender Erfindung ist in der betreffenden Kammer ein Impedanzkatheter 12 positioniert mit einem proximalen Ende 14 und einem distalen Ende 16. Der Katheter umfaßt mindestens eine rohrförmige Hülle mit einer Mehrzahl von beabstandeten Oberflächenelektroden, die hinreichend nahe dem distalen Ende 16 des Katheters so angeordnet sind, daß diese Elektroden jeweils die Längenabmessung der Kammer überspannen, deren Volumen zu messen ist, im vorliegenden Falle des linken Ventrikels. In Fig. 1 sind die Oberflächenelektroden als im Abstand liegende Ringe dargestellt, die mit den Bezeichnungen O . . . N markiert sind. Jede dieser Ringelektroden weist einen zugeordneten langgestreckten Leiter auf, der in die Wandung des Rohrkatheters 12 eingebettet sein kann und sich über dessen gesamte Länge erstreckt, bis er an einem der elektrischen Anschlußstecker 18 bzw. 20 endet. Die dem distalen Ende nächstgelegene Oberflächenelektrode liegt nahe der Spitze des linken Ventrikels 10, während die dem proximalen Ende nächstliegende Oberflächenelektrode sich nahe der Aortaklappe 22 befindet.

In einer praktischen Ausführungsform der Erfindung hat sich gezeigt, daß 12 solche Oberflächenelektroden angemessen waren, wobei jede von der anderen etwa 1 cm Abstand hatte. Eine Beschränkung auf diese Zahlen und Abmessungen jedoch ist nicht geboten, und es wird in der Tat angenommen, daß andere Katheter mit einer abweichenden Anzahl von abweichenden Abständen von Ringelektroden verwendet werden können, wenn beispielsweise die Messung des Volumens des rechten Ventrikels 6 auszuführen ist. Es ist ferner vorgesehen, daß der Katheter 12 mehrere Fenster aufweist wie auch andere Sensoren, um gleichzeitig Drücke oder andere Parameter zu überwachen, während die Volumenmessungen durchgeführt werden. Da die vorliegende Erfindung sich primär mit der genauen Volumenmessung befaßt unter Verwendung der Impedanz-Plethymosgraphie, werden auch nur diese Aspekte des Katheters, die hierfür von Bedeutung sind, näher erläutert.

In Fig. 2 ist in Blockdiagrammform die elektronische Schaltung dargestellt, die zum Durchführen des Verfahrens gemäß vorliegender Erfindung verwendet werden kann. Wie diagrammartig ganz links in Fig. 2 dargestellt, enthält der linke Ventrikel 10 den Katheter 12 mit den beabstandeten Oberflächenringelektroden O bis N, vom distalen zum proximalen Ende hin. Die Anschlußstecker 18 und 20 passen zu entsprechenden Gegensteckerelementen 22 und 24. Die Anschlüsse aus der Gegensteckerhälfte 22 sind einzelnen über Leitungen im Kabel 26 mit dem Schaltkasten A, mit Bezugszeichen 28 bezeichnet, verbunden, und in ähnlicher Weise sind die Anschlüsse der Gegensteckerhälfte 24 einzeln über Leiter im Kabel 30 mit dem Schalterkasten B gekoppelt, identifiziert durch Bezugszeichen 32. Die Kabel 26 und 30 sind so verdrahtet, daß die Elektroden O bis N mit dem Interface mit den Schaltkästen 28 bzw. 32 verbunden werden. Der Schaltkasten selbst umfaßt typischerweise eine Mehrzahl von Mehrpositions-Drehschaltern, die so ausgelegt sind, daß jeder der zahlreichen Eingänge zur irgendeinem der Ausgänge durchverbunden werden kann. Alternativ können andere Schaltergeräte, wie Drucktaten-Matrixschalter oder digital gesteuerte Analogschalter verwendet werden, um die beiden Schaltkästen zu realisieren. Dem Schaltkasten A ist eine erste Konstantstromquelle zugeordnet, umfassend einen Oszillator 34 und einen getrennten Verstärker 36. Der Ausgang des getrennten Verstärkers ist so ausgelegt, daß er über den Schaltkasten A ein Treibersignal der Frequenz A zwischen die distale Elektrode O und eine Oberflächenringelektrode legen kann, die proximal der zu messenden Kammer positioniert ist, wenn die distale Elektrode O sich an der Spitze der betreffenden Kammer befindet. Die mit A markierte Klammer, ganz links in Fig. 2, soll andeuten, daß es die Quelle der Frequenz f _A ist, die an die entsprechenden Elektroden angelegt ist.

In ähnlicher Weise ist eine zweite Konstantstromquelle mit einem Oszillator 38 der Frequenz f _B, abweichend von f _A, und einem Isolierverstärker 40 über den Schaltkasten B (32) und das Kabel 30 so angeschlossen, daß ein Treibersignal der Frequenz f _B an das Oberflächenelektrodenpaar angelegt werden kann, das durch die mit B markierte Klammer identifiziert ist. Es ist festzuhalten, daß der Abstand zwischen den Oberflächenelektroden des Paares A größer ist als der Abstand zwischen den Oberflächenelektroden des mit B identifizierten Paares, d. h. das Paar A überspannt das Paar B. Typischerweise (ohne jedoch dies als Beschränkung zu verstehen) liegt die Frequenz des Oszillators 34 bei 2600 Hz, während die Frequenz des Oszillators 38 bei 3600 Hz liegen kann.

Das Anlegen des Treiberstromes A über Schaltkasten 28 zwischen die distale Elektrode O und die mehr proximale Elektrode, die durch das andere Ende der Klammer A markiert ist, führt zum Entwickeln entsprechender Potentiale zwischen den Sensorpaaren 1, 2 und 3, die von diesen Treiberelektroden überspannt sind. In ähnlicher Weise führt das Anlegen des Treibersignals B zu Potentialsignalen über den Sensorpaaren 1, 2 und 3. Da die Frequenz des Treibersignals A abweicht von der Frequenz des Treibersignals B, ist es möglich, eine Diskriminierung durchzuführen und dabei festzulegen, welchen Potentialanteil jede der diskreten Treiberfrequenzen hat.

Der Ausgang vom Schaltkasten A (28) wird über Isolierverstärker 42, 44 und 46 auf Verstärker und Demodulatorkreise 48, 50 bzw. 52 übertragen. In gleicher Weise liefert der Schaltkasten B (32) Ausgänge auf Isolierverstärker 54, 56 und 58 und von diesen auf Verstärker und Demodulatoren 60, 62 bzw. 64.

Die Demodulatoren 48, 50 und 52 dienen dazu, die Eingangssignale von einem Sensorpaar zu filtern und demodulieren zum Erzeugen eines Ausgangssignals proportional der Impedanz zwischen einem Paar von Sensorelektroden. Demgemäß liefert der Demodulator 48, mit A ₁ markiert, ein Signal auf seine Ausgangsleitung 66, proportional der Impedanz zwischen dem Sensorpaar 1 infolge des Treibersignals A, und in gleicher Weise entwickeln die Demodulatoren 50 und 52 Analogsignale proportional der Impedanz zwischen den Sensorpaaren 2 bzw. 3 infolge Treibersignal A. In exakt derselben Weise arbeiten die Demodulatoren 60, 62 und 64 zum Erzeugen analoger Signale auf ihren jeweiligen Ausgangsleitungen 72, 74 und 76, die jeweils proportional der Impedanz zwischen den Sensorpaaren 1, 2 bzw. 3 sind infolge Ausschaltens des Treibersignals B. Zwar ist in Fig. 2 die Demodulationsschaltung durch einen Block repräsentiert, doch ist der genaue Aufbau in einer parallelen US-Patentanmeldung beschrieben.

Jede der oben erwähnten Ausgangsleitungen 66 bis 76 speist einen Analog-Digital-Umsetzer 78 bis 88. Jeder solche Analog-Digital-Umsetzer kann einen 12-Bit-Konverter umfassen, der seinen zugeordneten Kanal mit beispielsweise einer Rate von 100 Hz abtastet und seine digitalisierte Wellenform einem Mikroprozessorsystem 90 zuführt. Dieser ist so programmiert, daß er eine einzige korrigierte Augenblicksimpedanz für jedes Sensorpaar aus den beiden Impedanzwerten erzeugt, die bei den beiden Treiberfrequenzen gemessen worden sind, und diesen Wert in ein Segmentvolumen für jedes Ringpaar gemäß der Formel V=ρ L ²/R _o umsetzt, wonach die Volumina von jedem Ringpaar aufsummiert werden zum Ermitteln des gesamten Augenblicksventrikularvolumens. Diese berechneten Parameter können auf einem Bildschirm 92 wiedergegeben werden, oder, wenn eine Aufzeichnung erwünscht ist, können die Daten mittels eines Plotters 94 aufgezeichnet werden.

Gemäß Fig. 3 wird der Parameter R _o, der in der obigen Formel verwendet wurde, abgeleitet durch Aufzeichnen der Impedanz zwischen einem Sensorelektrodenpaar infolge Treibersignal A und Aufzeichnung der Impedanz zwischen demselben Sensorelektrodenpaar infolge Treibersignal B unter Verwendung von Cartesischen Koordinaten, wo die Ordinatenachse die Inversion des Abstandes zwischen dem Treiberpunkt und dem Sensorpunkt ist. Wenn eine Linie durch diese beiden Punkte gezogen wird und über die Abszisse hinaus verlängert wird, entspricht der Schnittpunkt dem Impedanzwert, der theoretisch gemessen würde, wenn die Treiberelektroden sich in unendlichem Abstand gefänden. Durch Verwendung dieses Wertes bei der Berechnung des Volumens der einzelnen Segmente ergibt sich eine deutlich verbesserte Genauigkeit des Impedanz-Plethysmographieverfahrens für die Bestimmung des Kammervolumens beim Aufsummieren aller Segmentvolumina im Vergleich mit den Genauigkeiten, die bisher berichtet wurden. Dies trifft insbesondere zu für das rechte Ventrikel, wo infolge seiner Form die Impedanztechnik bisher nicht in der Lage war, quantitative Messungen durchzuführen. Durch Anwendung des Verfahrens gemäß der Erfindung wurde es möglich, ein Instrument für die Messung des Kammervolumens mit seinem Offensetvolumen V _o zu entwickeln wie auch des Schlagvolumens auf einer Realzeitbasis und mit erheblich größerer Genauigkeit als unter Verwendung der bisher bekannten Techniken, wie thermische Dilution, kardialer Fickausgang und Farbstoffdilution möglich war.

In Fig. 4 ist eine Wellenform dargestellt zur Illustration der Art und Weise, wie sich das berechnete Kammervolumen bei aufeinanderfolgenden Herzschlägen ändert. Das tatsächliche Kammervolumen ist einem Offset-Volumen V _o überlagert, das sich ergibt als Ergebnis der Parallelresistanz von umgebendem Gewebe. Die Volumendifferenz zwischen Diastolenende und Systolenende ist das Schlagvolumen. Eine Messung des Offsetvolumens V _o kann man erzielen, indem zuerst das Diastolenendvolumen (EDV) berechnet wird, danach das Systolenendvolumen (ESV) und das Schlagvolumen (SV) unter normalen Ruhebedingungen. Dann kann das Herzvolumen verändert werden durch kardiale Schrittmacher, Medikamente oder andere Mittel. Schließlich wird eine Aufzeichnung von EDV und ESV über SV gemacht. Extrapolieren zu der Bedingung von SV=0 hin ergibt eine Messung von V _o. Wenn dieses V _o einmal berechnet worden ist, kann es von allen Volumenberechnungen subtrahiert werden, damit sich eine genauere ventrikulare Volumenmessung ergibt. Demgemäß kann das Verfahren gemäß vorliegender Erfindung nicht nur verwendet werden, um das Volumen einzelner Segmente der Kammer und ihres Gesamtvolumens durchzuführen, sondern auch das Schlagvolumen kann berechnet werden, indem einfach die Talablesung von der Spitzenablesung in Fig. 4 substrahiert wird.

Das Schlagvolumen (SV) ist definiert wie folgt:

SV=EDV-ESV

Unter Verwendung der zylindrischen Basisgleichung mit den gemessenen diastolen Endwiderständen und systolischen Endwiderständen (EDR _MEAS, ESR _MEAS), gilt:

SV=ρ L²/EDR _MEAS-ρ L²/ESR _MEAS

Die tatsächlich gemessenen Widerstände bei EDV und ESV sind jedoch als Parallelschaltungen von EDR bzw. ESR infolge des Blutvolumens und der Gewebewiderstände R _TISS anzusehen. Es gilt also:

Man kann demgemäß die gemessenen Widerstände bei EDV und ESV verwenden und dasselbe SV berechnen, das berechnet würde, wenn die tatsächlichen EDR und ESR für das Blutvolumen bekannt wären. Mit anderen Worten hat die Gewebeimpedanz keinen Einfluß auf das berechnete Schlagvolumen.

Claims

1. Verfahren zum Bestimmen des Augenblickvolumens von Blut in einer Herzkammer, umfassend die Schritte:

(a) Perkutanes Einführen eines langgestreckten Rohrkatheters in die Kammer, der auf seiner Oberfläche eine Mehrzahl von im Längsabstand angeordneten Elektroden auf seiner Oberfläche aufweist, die einzeln an eine entsprechende Mehrzahl von Klemmen am proximalen Ende des Katheters durch Leiter angeschlossen sind, die sich durch den Rohrkatheter erstrecken, wobei der Längsabstand so gewählt ist, daß die distale Elektrode in der Spitze und die proximale Elektrode nahe dem Einlaß der Kammer positioniert sind,
(b) Erregen der distalen und der proximalen Elektroden als ein erstes Paar von Treiberelektroden mit einer Konstantstromquelle,
(c) Erregen der vorletzten distalen Elektrode und der vorletzten proximalen Elektrode als ein zweites Paar von Treiberelektroden mit einer Konstantstromquelle,
(d) selektives und sequentielles Erfassen des Potentialsignals, entwickelt zwischen Paaren von Sensorelektroden, die zwischen dem zweiten Paar von Treiberelektroden positioniert sind und dem Anlegen der Treiberkonstantstromquelle an das erste bzw. zweite Treiberelektrodenpaar zuzuordnen sind, welche Potentiale proportional der Augenblicksimpedanz des Mediums sind, das zwischen den ausgewählten Paaren von zwischenliegenden Sensorelektroden existiert,
(e) Umsetzen der ermittelten Potentialsignale in digitale Größen,
(f) Übertragen der digitalen Größen zu einem programmierten Digitalrechner,
(g) Erzeugen eines einzigen korrigierten Augenblicksimpedanzwertes für jedes Paar von zwischenliegenden Sensorelektroden aus den beiden Impedanzwerten, die erfaßt worden sind infolge des Anlegens der Konstantstromquelle an das erste bzw. zweite Paar von Treiberelektroden,
(h) Berechnen eines Segmentvolumens für jedes Paar von Sensorelektroden aus dem genannten einzigen korrigierten Augenblicksimpedanzwert und
(i) Aufsummieren der Segmentvolumina für jedes Paar von Sensorelektroden zu dem Augenblicksgesamtventricularvolumen.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das erste und das zweite Treiberelektrodenpaar gleichzeitig durch getrennte Konstantstromquellen unterschiedlicher Frequenzen erregt werden.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, gekennzeichnet durch den zusätzlichen Schritt der Erfassung des Maximalwerts und des Minimalwerts des Gesamtaugenblicksventricularvolumens und Bestimmung des Schlagvolumens der betreffenden Kammer aus diesen.

4. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, gekennzeichnet durch den Schritt der Multiplikation der Schlagvolumengröße mit der Herzschlagrate, um einen Meßwert für die Herzleistung zu gewinnen.

5. Vorrichtung zum Messen des Augenblicksblutvolumens in einer Herzkammer, umfassend:

(a) einen langgestreckten intravaskulären Rohrkatheter mit einem proximalen und einem distalen Ende mit einem ersten Paar von Treiberelektroden auf seiner Außenfläche, die voneinander einen vorgegebenen Abstand d₁ aufweisen, der kleiner ist als die Längsdimension der Kammer, mit einem zweiten Paar von Treiberelektroden auf der Außenfläche des Katheters mit einem Abstand voneinander gleich d₂, wobei d₂ kleiner ist als d₁ und wobei das zweite Paar von Treiberelektroden von dem ersten Paar von Treiberelektroden überspannt ist, und mit einer Mehrzahl von Paaren von Sensorelektroden auf der Katheteroberfläche, die im Längsabstand zwischen dem zweiten Paar von Treiberelektroden angeordnet sind, wobei das erste und das zweite Treiberelektrodenpaar und die Mehrzahl von Paaren von Sensorelektroden elektrisch einzeln an eine Klemme am proximalen Ende des Katheters angekoppelt sind,
(b) eine Konstantstromquellenanordnung,
(c) eine Schaltanordnung, die an die Klemmen angeschlossen ist zum Ankoppeln der Konstantstromquellenanordnung an das erste Paar von Treiberelektroden und das zweite Paar von Treiberelektroden,
(d) eine Signaldetektorschaltung, die über die Schalteinrichtung an vorgegebene Paare der Mehrzahl von Paaren von Sensorelektroden ankoppelbar ist zum Erzeugen von Signalwellen entsprechend der Impedanz zwischen den Sensorelektroden des durch die Schalteinrichtung ausgewählten Paares, zuordenbar zu der Ankopplung der Konstantstromquellenanordnung an das erste Treiberelektrodenpaar bzw. zweite Treiberelektrodenpaar,
(e) eine Schaltkreisanordnung, angeschlossen an die Signaldetektoranordnung zum Abtasten der Signalwellen mit einer vorgegebenen Rate und zum Umsetzen der Signalwellen in Digitalwerte, die repräsentativ sind für Impedanzwerte, und
(f) Rechnerschaltkreise, die mit den Digitalwerte beaufschlagt sind und so programmiert sind, daß sie aus den gemessenen Impedanzwerten infolge Ankopplung der Konstantstromquellenanordnung an das erste Paar von Treiberelektroden und das zweite Paar von Treiberelektroden einen effektiven Impedanzwert extrapolieren, so als wären die Abständen d₁ und d₂ unendlich groß, und zum Berechnen des Volumens der Segmente zwischen ausgewählten Paaren der Sensorelektroden unter Verwendung der Formel V=ρ L²/R _o, worin L der Abstand zwischen Elektroden des ausgewählten Paares von Sensorelektroden, ρ der spezifische Widerstand des Mediums und R _o der effektive Impedanzwert sind.

6. Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Konstantstromquellenanordnung alternierend an das erste und das zweite Treiberelektrodenpaar ankoppelbar ist.

7. Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Konstantstromquellenanordnung eine erste Konstantstromquelle und eine zweite Konstantstromquelle umfaßt, die gleichzeitig an das erste bzw. zweite Treiberelektrodenpaar angekoppelt sind und Konstantströme unterschiedlicher Frequenz liefern, und daß die angeschlossenen Verarbeitungsschaltkreise Filter zum Trennen der Anteile der beiden unterschiedlichen Frequenzen voneinander aufweisen.

8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 5 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Rechnerschaltkreise derart programmiert sind, daß die einzelnen Segmentvolumina zu einem Gesamtaugenblicksvolumen für die betreffende Kammer aufsummiert werden.