DE3732640C1 - Medizinisches Geraet zum Ermitteln von physiologischen Funktionsparametern - Google Patents

Description

Die Erfindung geht aus von einem medizinischen Gerät gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruches 1, das insbesondere in Verbindung mit einem Herzschrittmacher Verwendung finden kann.

In der heutigen Intensivmedizin ist eine erfolgreiche therapeutische Intervention nur auf der Grundlage von umfangreichen diagnostischen Informationen möglich. Wesentlich sind die Kenntnis von Herz- und Atemtätigkeit als physiologische Funktionsparameter. Diese werden üblicherweise mit mehreren Meßelementen, wie Herzkathe­ tern, speziellen Atmungssensoren etc. überwacht. Der Aufwand für diese Überwachung, für die Anzeige und Auswertung der Funktionsparameter ist erheblich.

Die meisten Funktionsparameter sind auch von der körper­ lichen Belastung eines Patienten abhängig, so daß sie auch zum Steuern der Stimulationsfrequenz eines Herzschrittmachers herangezogen werden können. In einer Vielzahl von Schriften wird die Steuerung der Stimulationsfrequenz des Herzschrittmachers durch Meßsignale beschrieben, die auf der Erfassung eines einzigen physiologischen Funktionsparameters beruhen. In der US-PS 45 66 456 wird der systolische Druck und die zeitliche Veränderung des rechtsventrikulären Druckes als Funktionsparameter herangezogen, in der DE-OS 27 17 659 die zentralvenöse Sauerstoffsättigung, in der US-PS 45 35 774 das intraventrikuläre Schlagvolu­ men des Herzens, welches mittels einer Impedanzmessung bestimmt wird, in der veröffentlichten europäischen Patentanmeldung 89 014 die Atemfrequenz, die mit Hilfe einer implantierten Hilfselektrode über eine Impedanzmes­ sung ermittelt wird, und in der US-PS 45 96 251 das Atemminutenvolumen, wobei hierbei neben einer Hilfselektrode zur Impedanzmessung auch eine Messung im Bereich des Herzschrittmachergehäuses durch zwei unterschiedliche, voneinander elektrisch isolierte Punkte erwogen wird.

In der jüngsten Vergangenheit ist auch erwogen worden, zum Steuern der Stimulationsfrequenz von Herzschrittma­ chern zwei physiologische Funktionsparameter zu berück­ sichtigen. So ist in der nicht vorveröffentlichten deutschen Patentanmeldung P 36 31 155.3 eine Steuerung der Stimulationsfrequenz aufgrund der Meßsignale eines die venöse Bluttemperatur im Herzen messenden Temperatur­ sensors und eines die körperliche Aktivität des Herz­ schrittmachers anzeigenden Aktivitätssensors in einer sich ergänzenden Weise beschrieben. Die Meßsignale des Temperatursensors dienen im wesentlichen zur stabilen Langzeitsteuerung der Stimulationsfrequenz, während diejenige des Aktivitätssensors im wesentlichen zum Steuern der Stimulationsfrequenz nach Beginn einer körperlichen Belastung des Herzschrittmacherträgers herangezogen werden, da die zentralvenöse Bluttemperatur dem Beginn einer körperlichen Belastung relativ träge folgt. Bei diesem Herzschrittmacherträger ist außerdem die Langzeitsteuerung der Stimulationsfrequenz durch die Meßsignale des Temperatursensors modulierbar durch Meßsignale des Aktivitätssensors, so daß eine im wesentli­ chen optimale Adaption der Stimulationsfrequenz an die jeweilige Belastung des Herzschrittmacherträgers erreicht wird. Außerdem ist eine gegenseitige Kontrolle der Steuerung der Stimulationsfrequenz durch beide mit unterschiedlichen Sensoren erfaßte Funktionsparameter möglich.

Die in der genannten Patentanmeldung angegebene Steuerung der Stimulationsfrequenz anhand zweier physiologischer Funktionsparameter basierte auf der Erkenntnis, daß im wesentlichen lediglich die Atemfrequenz, die Bluttempe­ ratur und die Aktivität als absolute Größen heranzuziehen sind, mit denen ein festes Verhältnis zwischen diesen Größen und der Stimulationsfrequenz ermittelt werden kann, wohingegen andere, oben angegebene physiologische Funktionsparameter lediglich relative Parameter sind, die eine stabile Langzeitsteuerung des Herzschrittmachers zumindest erschweren.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein medizini­ sches Gerät anzugeben, bei denen die Meßelementenan­ ordnung zum Ermitteln mehrerer physiologischer Funktions­ parameter eines Patienten vereinfacht wird, ohne jedoch die zu einer erfolgreichen Diagnose, Therapie oder Steuerung der Stimulationsfrequenz benötigten Informatio­ nen zu begrenzen.

Diese Aufgabe ist gemäß der Erfindung durch die im Patentanspruch 1 angegebenen Merkmale gelöst.

Demgemäß können mit einem einzigen Meßelement, das innerhalb des Herzens liegt und lediglich einen einzigen intrakardialen Funktionsparameter erfaßt, sowohl intratho­ rakale Druckschwankungen, die mit der Atmung des Patien­ ten korrelieren, als auch die vom Herzen selbst ausgehen­ de Tätigkeit erfaßt werden.

In zahlreichen Untersuchungen des Anmelders konnte gezeigt werden, daß die Atmung mit intrathorakalen Druckschwankungen korreliert, daß diese Druckschwankungen jedoch nicht nur eine Determinante der Atemtätigkeit darstellen, sondern in vergleichbarer Weise auch auf das Herz und dessen Tätigkeit einwirken. Durch Kenntnis des Zusammenhanges zwischen durch intrathorakale Druck­ schwankungen bedingten Änderungen verschiedener kardialer Parameter, intrathorakalen Druckschwankungen und der Atemtätigkeit ist es möglich, durch eine geeignete Erfassung der Änderung kardialer Parameter indirekt die Atmung zu messen. Darüber hinaus ist es möglich, weitere Funktionsparameter zu ermitteln, und zwar sich relativ ändernde Parameter, wie Atemtiefe, Kontraktilität des Herzmuskels, Schlagvolumen usw.

Bevorzugt wird bei einem medizinischen Gerät gemäß der Erfindung eine intrakardiale Impedanzmessung vorgesehen, die dann aussagekräftig ist für die Atmung, für die Herztätigkeit und andere kardiale und respiratorische bzw. pulmunale Funktionsparameter.

Wird das medizinische Gerät gemäß Weiterbildung der Erfindung in Verbindung mit einem Herzschrittmacher verwendet, so ergeben sich eine Vielzahl von Vorteilen. Zum einen ist der einfache Aufbau zu nennen, da das Meßelement gleich­ zeitig als Stimulationselektrode zu verwenden ist, wobei bevorzugt eine gewöhnliche bipolare Elektrode verwendet wird. Die der Frequenz des niederfrequenten Signales entsprechende Atemfrequenz wird als absolute Größe zu einer vorgegebenen Beziehung zwischen Atemfrequenz und Stimulationsfrequenz herangezogen. Diese dadurch festge­ legte Grundkennlinie des Herzschrittmachers kann dann durch andere aus den nieder- und höherfrequenten Signalen ermittelte, sich relativ ändernde respiratorische und kardiale Funktionsparameter moduliert werden. Hierdurch ist trotz der Vorgabe einer festen Grundkennlinie eine Frequenzoptimierung über die Benutzung weiterer Funktions­ parameter gegeben, die im wesentlichen durch die Herztä­ tigkeit bedingt sind. Die Erfindung nutzt damit auch die Möglichkeit aus, verschiedene, unterschiedlich schnell auf Belastungsänderungen ansprechende physiologische Parameter der Herz- und Lungentätigkeit zu kombinieren, so daß sie für eine sinnvolle Verwertung in einem langzeitstabilen implantierbaren Herzschrittmachersystem geeignet sind und sich darüber hinaus gegenseitig kontrollieren können.

Ein wesentlicher Vorteil der Erfindung ist auch darin zu sehen, daß durch die alleinige intrakardiale Messung, vorzugsweise eine Impedanzmessung, respiratorische und kardiale Funktionsparameter eindeutig voneinander unter­ schieden werden können. Dies ist bei anderen Meßprinzipien nicht möglich, z. B. der obenerwähnten Impedanzmessung der Atmung mit Hilfe einer thorakalen Hilfselektrode. Es hat sich nämlich gezeigt, daß die intrakardial erfaßten Meßsignale und die thorakal erfaßten Meßsignale bei einer Belastung eines Patienten teilweise gegensinnig verlaufen, so daß das gesamte Nutzsignal nur einen geringen Aussage­ wert und zumindest von hohen Störungen überlagert ist. Eine solche gegenseitige Störung respiratorischer bzw. pulmunaler und kardialer Funktionsparameter wird durch die Erfindung zuverlässig ausgeschaltet.

Weitere Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.

Die Erfindung ist in einem Ausführungsbeispiel in Verbin­ dung mit einem Herzschrittmacher anhand der Zeichnung näher erläutert. In dieser stellt dar

Fig. 1 eine schematische Ansicht eines in einem Patienten implantierten Herzschrittmachers;

Fig. 2 ein Blockschaltdiagramm eines Herzschrittmachers;

Fig. 3 eine Grundkennlinie des Herzschrittmachers, mit der die Stimulationsfrequenz und die Atemfrequenz miteinander in Beziehung gebracht werden sowie ein daraus durch relative sich ändernde Funktionspara­ meter ergebendes Kennlinienfeld;

Fig. 4 ein Signaldiagramm zur Erläuterung der Ermittlung der Stimulationsfrequenz;

Fig. 5 die Filtercharakteristiken einer in der Steuer­ schaltung des Herzschrittmachers verwendeten Tief­ paß- und einer Hochpaßschaltung;

Fig. 6, 7 und 8 Signaldiagramme zur Erläuterung des Impedanzver­ laufes bei intrakardialer Messung im Tierversuch mit verschiedenen Parametern;

Fig. 9 den Verlauf der intrakardialen Impedanz, des EKGs und der Atemtätigkeit (Pneumotachographie) bei einem Menschen;

Fig. 10 Signaldiagramme für das EKG, den höherfrequenten Anteil der Impedanz im rechten Ventrikel (Z _RV HP), den Druck im rechten Ventrikel (P _PV ), den Druck im Oesophagus, der dem intrathorakalen Druck ent­ spricht (P _OES ), für den niederfrequenten Anteil der Impedanz im rechten Ventrikel (Z _RV TP) und für das direkt gemessene Ausatemsignal (Pneumotachographie) bei einem Herzschrittmacherträger;

Fig. 11a die Abhängigkeit des Atemzugvolumens vom intratho­ rakalen Druck;

Fig. 11b die Abhängigkeit des rechtsventrikulären Druckes vom rechtsventrikulären Volumen.

In Fig. 1 ist ein in einem Patienten 1 implantierter Herzschrittmacher 2 gezeigt, der ein Gehäuse 3 aufweist, von dem eine Sonde 4 ausgeht, die über eine Vene in das Herz 5 führt. Die Sonde 4 ist an ihrem vorderen, im Ventrikel liegenden Ende als bipolare Elektrode 6 ausge­ bildet mit einer an der Spitze der Sonde 4 gelegenen ersten Elektrode 7 und einer mehr proximal gelegenen zweiten Elektrode 8. Elektrische Leitungen 9 und 10 innerhalb der Sonde 4 verbinden die beiden Elektroden 7 und 8 mit einer Steuerschaltung 11, die in dem Gehäuse 3 angeordnet ist.

Die Steuerschaltung 11 ist in Fig. 2 zur Erläuterung der Funktion aus diskreten Schaltungselementen aufgebaut; es ist selbstverständlich, daß diese Steuerschaltung auch durch eine integrierte Schaltung, etwa durch einen Mikroprozessor mit entsprechender Software realisiert werden kann.

Die Steuerschaltung 11 ist unterteilt in eine Meßschaltung 12, eine mit dieser verbundenen Logik 13 und eine Stimulationsschaltung 14. Aktive Schaltungselemente der Steuerschaltung 11 werden durch eine Batterie 15 mit Energie versorgt.

Die Leitung 10 ist mit Grundpotential verbunden, die Leitung 9 mit der Meßschaltung 12, und zwar darin mit einem ersten Hochpaß 16. Ein Oszillator 17 liefert einen Wechselstrom mit einer Frequenz zwischen etwa 10 kHz und 100 kHz mit niedriger Stromstärke im Bereich einiger Mikroampere bzw. zur Verringerung der Batteriebelastung Einzelimpulse von z. B. 0,01 msec Dauer mit einer Stromstärke von etwa 1 Mikroampere. Das Stromsignal des Oszillators 17 liegt auch an den Elektroden 7 und 8 der bipolaren Elektrode 6 an. Der durch das Ohmsche Gesetz definierte Widerstand bzw. die Impedanz zwischen diesen beiden Elektroden wird in einem Impedanzmeßgerät 18 bestimmt, der dem Hochpaß bzw. Filter 16 nachgeschaltet ist. Dieses Rohsignal wird einmal einer Tiefpaßschaltung 19 und zum anderen einer Hochpaßschaltung 20 zugeführt, die das Rohsignal in ein nieder- und ein höherfrequentes Signal aufteilen. Die Tiefpaßschaltung 19 läßt Signale durch, die der niedrigen Atemfrequenz des Patienten zuzuordnen sind, die Hochpaßschaltung 20 berücksichtigt Signale, die der höherfrequenten Herztätigkeit des Patien­ ten zuzuordnen sind. Da die Herzfrequenz in der Regel das Vier- bis Fünffache der Atemfrequenz beträgt, können diese respiratorischen bzw. pulmunalen und kardialen Signale ohne Schwierigkeit getrennt werden.

Die Ausgangssignale der Tiefpaß- und Hochpaßschaltung 19, 20 werden jeweils einer Signalformerstufe 21 bzw. 22 zugeführt, in denen eine Vorauswertung, z. B. Mittel­ wertbildung, Bestimmung der zeitlichen Ableitung und anschließenden Integration oder dergleichen erfolgt. Eine Ausgangsleitung 23-1 der Tiefpaßschaltung 21 führt dann ein der Atemfrequenz zuzuordnendes Signal, daß der Frequenz des niederfrequenten Signales entspricht, eine weitere Ausgangsleitung 23-2 führt ein der Atemtiefe zuzuordnendes Signal entsprechend der Amplitude des niederfrequenten Signales. Eine Ausgangsleitung 24-1 der Hochpaßschaltung 22 führt ein der Kontraktilität des Herzens entsprechendes Signal, das der zeitlichen Ablei­ tung des hochpaßgefilterten Impedanzsignales, d. h. der zeitlichen Änderungsrate des systolischen Schlagvolumens entspricht. Eine weitere Ausgangsleitung 24-2 führt ein dem Schlagvolumen des Herzens zuzuordnendes Signal entspre­ chend der Amplitude des hochgepaßten Impedanzsignales.

Sämtliche Ausgangsleitungen 23 und 24 werden mit der Logik 13 verbunden, die aufgrund der anliegenden Signale, eine optimale, der Belastung des Herzschrittmacherträgers adäquate Stimulationsfrequenz berechnet. Diese Stimula­ tionsfrequenz wird einem Impulsgenerator 25 im Stimula­ tionssignal 14 zugeführt, der entsprechende Stimulations­ impulse über einen Filter 26 an die bipolare Elektrode 6 abgibt.

Der Meßkanal 12 und der Stimulationskanal 14 sind durch die Filter 16 und 26 frequenzmäßig getrennt, so daß Signale in einem Kanal den jeweilig anderen Kanal in seiner Funktion nicht beeinträchtigen. Dadurch kann die bipolare Elektrode 6 sowohl als Meß- als auch Stimula­ tionselektrode benutzt werden.

Zur Steuerung der Stimulationsfrequenz in Abhängigkeit der körperlichen Belastung eines Herzschrittmacherträgers wird eine Grundkennlinie 27 gemäß Fig. 3 verwendet, die eine feste Beziehung zwischen Atemfrequenz und Stimulationsfre­ quenz vorgibt. Diese Grundkennlinie 27 weist drei unter­ schiedlich steile jedoch lineare Abschnitte auf, wobei im ersten Abschnitt einer Atemfrequenz zwischen etwa 8 und 16 Zügen pro Minute eine Herzfrequenz zwischen etwa 50 und 70 Schlägen pro Minute zugeordnet wird. Einer Atemfrequenz zwischen 16 und etwa 28 Zügen pro Minute wird eine Herzfrequenz zwischen etwa 70 und 120 Schlägen pro Minute zugeordnet, einer Atemfrequenz zwischen 28 und etwa 44 Zügen pro Minute eine Herzfrequenz zwischen 120 und 150 Schlägen pro Minute. Die berechneten Herzfrequenzen werden in jedem Falle limitiert, so daß eine untere Grenzfrequenz von 50 Schlägen pro Minute und eine obere Herzfrequenz von 150 Schlägen pro Minute festgelegt wird. Verlauf und Steilheit dieser Beziehung lassen sich jedoch den indivi­ duellen Bedürfnissen des Patienten anpassen, was auch nach Implantation auf nichtinvasivem Wege möglich ist.

Die tatsächliche Stimulationsfrequenz wird jedoch nicht allein nach dieser Grundkennlinie 27 festgelegt, vielmehr kann diese in Abhängigkeit mehrerer in dem Meßkanal 12 ermittelter Funktionsparameter moduliert werden, und zwar im einfachsten Falle parallel zur Ordinate, d. h. der Herzfrequenz verschoben werden, wie dieses durch die gestrichelten Kennlinien in Fig. 3 angedeutet ist. Durch die weiteren in dem Meßkanal ermittelten Funktionsparame­ ter, die auf den Leitungen 23-2, 24-1 und 24-2 anliegen, wird dann sozusagen der jeweilige Bezugspunkt bzw. Ausgangswert für die Grundkennlinie ständig neu definiert.

Die Funktion des Herzschrittmachers wird anhand der Fig. 4 erläutert, in der die Funktionsparameter Kontraktilität des Herzens, Schlagvolumen, Atemzugvolumen und Atemfre­ quenz sowie die Stimulationsfrequenz über der Zeit vor und nach einer Belastung des Herzschrittmacherträgers aufge­ tragen sind. Bei Ruhe des Herzschrittmacherträgers wird die Stimulationsfrequenz allein durch die absolute Grund­ kennlinie 27 entsprechend der Atemfrequenz bestimmt. Wird der Herzschrittmacher zum Zeitpunkt 1) belastet, so steigt zunächst die Kontraktilität des Herzens an, was durch das Signal auf der Leitung 24-1 angezeigt wird. Die Stimula­ tionsfrequenz wird dadurch erhöht. Zum Zeitpunkt 2) steigt auch das Schlagvolumen an, so daß die Stimulationsfrequenz weiter erhöht wird. Das Schlagvolumen stellt sich nach einer kurzen Zeit als etwa konstant ein, so daß auch die Stimulationsfrequenz etwa konstant gehalten wird. Zum Zeitpunkt 3) steigt auch das Atemzugvolumen an, wobei Kontraktilität und Schlagvolumen im wesentlichen konstant bleiben. Die Stimulationsfrequenz wird erneut angehoben, bis zum Zeitpunkt 4) das Schlagvolumen erneut abfällt, wobei jedoch das Atemzugvolumen weiter ansteigt. Die Abnahme des Schlagvolumens zeigt dabei an, daß die Stimulationsfrequenz in einen Bereich angestiegen ist, in dem das Schlagvolumen sein neues Optimum finden kann. Obwohl das Atemzugvolumen noch weiter ansteigt, wird daher die Stimulationsfrequenz annähernd konstant gehalten.

Zum Zeitpunkt 5) steigt dann auch die Atemfrequenz, so daß der Arbeitspunkt des Schrittmachers auf der durch die erwähnten relativen Funktionsparameter verschobenen Grund­ kennlinie ansteigt. Da das Schlagvolumen zu diesem Zeitpunkt noch weiter sinkt, ist der Anstieg relativ moderat. Zum Zeitpunkt 6), an dem die Atemfrequenz weiter ansteigt, das Schlagvolumen jedoch etwa konstant bleibt, wird die Stimulationsfrequenz angehoben, bis zum Zeitpunkt 7) sich eine konstante Atemfrequenz einstellt. Kontrakti­ lität, Schlagvolumen und Atemzugvolumen sind zu diesem Zeitpunkt im wesentlichen konstant. Zwischen den Zeitpunk­ ten 7) und 8) steigt das Schlagvolumen geringfügig an, während die anderen Funktionsparameter konstant bleiben. Aus diesem Grunde wird auch die Stimulationsfrequenz geringfügig angehoben. Zwischen den Zeitpunkten 8) und 9) verlaufen alle Funktionsparameter etwa konstant, so daß auch die Stimulationsfrequenz konstant bleibt. Zu dem Zeitpunkt 9) hört die Belastung auf, wodurch die Kontrak­ tilität und das Schlagvolumen abnehmen, während das Atemzugvolumen geringfügig ansteigt, im wesentlichen jedoch konstant bleibt und die Atemfrequenz abfällt. Aus diesem Grunde wird bis zu dem Zeitpunkt 10) die Stimula­ tionsfrequenz abgesenkt. Zu diesem Zeitpunkt erreichen die Kontraktilität und das Schlagvolumen wieder ihre normalen Werte. Ab dem Zeitpunkt 10) folgt das Atemzugvolumen und die Atemfrequenz, so daß die Stimulationsfrequenz weiter abgesenkt wird. Diese gilt auch bis zum Zeitpunkt 12), ab dem das Atemzugvolumen relativ langsamer auf den Ruhewert abfällt. Ebenso fällt auch die Atemfrequenz langsamer gegen den Ruhewert 13) ab, in der die Atemfrequenz diesen Ruhewert wieder erreicht. Da zu diesem Zeitpunkt das Atemzugvolumen noch über dem Ruhewert liegt, hat die Stimulationsfrequenz noch nicht den Ruhewert, dieser wird erst im Zeitpunkt 14) erreicht, zu dem das Atemzugvolumen auf den Ruhewert abgefallen ist.

In Versuchen mit gesunden Probanden wurde festgestellt, daß die auf diese Art erreichte Stimulationsfrequenz sehr gut mit der Herzfrequenz eines Gesunden korreliert.

In Fig. 5 ist die Filtercharakteristik der verwendeten Tiefpaßschaltung 19 angegeben. Man sieht, daß der Trans­ missionsgrad, angegeben in %, bei einer Frequenz von ein Hz, praktisch auf Null abgesunken ist. Die mit der Herztätigkeit korrelierenden Signale weisen alle eine Frequenz ab diesem Wert auf, so daß eine Beeinträchtigung der tiefgepaßten Signale durch Signale, die auf der Herztätigkeit beruhen, nicht gegeben ist. Die tiefgepaßten Signale können in der Signalformerschaltung 21 noch dadurch aufbereitet werden, daß die Amplitude entsprechend der Filtercharakteristik korrigiert wird. Hierdurch wird eine noch adäquatere Bewertung der Atemtiefe möglich. Die Filtercharakteristik der verwendeten Hochpaßschaltung 20 schließt sich an diesen Bereich an, was in der Figur schematisch gestrichelt dargestellt ist, so daß in dem Hochpaßzweig lediglich auf der Herztätigkeit beruhende Signale ungestört von den respiratorischen Signalen anliegen.

In zahlreichen Messungen sowohl im Tierversuch als auch bei mehr als 20 gesunden Probanden und Herzschritt­ macherpatienten hat der Anmelder die der Erfindung zugrundeliegenden Merkmale untersucht. In einer initialen Untersuchungsreihe am Hund konnte nachgewiesen werden, daß die intrakardialen Impedanzveränderungen zum einen durch kontraktilitätsbedingte kardiale Veränderungen, zum ande­ ren überlagert durch die Atemtätigkeit bestimmt werden (Fig. 6). In derselben Untersuchungsreihe konnte darüber hinaus gezeigt werden, daß die myokardiale Kontraktilität einen Einfluß auf die zeitliche Änderungsrate der herz­ schlagbedingten Impedanzveränderung innerhalb eines Herz­ schlages im rechten Ventrikel ausübt und daß somit eine Bestimmung der relativen Kontraktionsfähigkeit des Herzens über die zeitliche systolische Änderungsrate des Impedanz­ signals während eines Herzschlages möglich ist (Fig. 2a, b, c, d). Des weiteren läßt sich nicht nur der Einfluß der Atemfrequenz, sondern auch der Atemtiefe auf das intrakar­ diale Impedanzsignal feststellen (Fig. 3a, c, b). Dabei wurde das Atemminutenvolumen konstant gehalten, jedoch die Atemfrequenz von 10 auf 20 bzw. 30 Atemzüge/Minute gesteigert.

Die gedankliche Übertragung der im Tierversuch gefundenen experimentellen Daten auf den Menschen zeigt, daß bei einem Patienten mit implantiertem Herzschrittmachersystem folgende Verhältnisse vorliegen:

Nach dem bisherigen Stand der Technik wurde zwischen einem implantierten Impulsgenerator und der Spitze einer Hilfs­ elektrode die Veränderung der thorakalen Impedanz be­ stimmt. Grundlage für die Messungen bildet die Erfah­ rungstatsache, daß mit der Atmung die Impedanz als Summe mehrerer sich addierender Widerstände eine Änderung erfährt. Dabei kommt jedem Einzelgewebe und seinem entsprechenden widerstandsmäßigen Anteil ein entsprechender Einfluß an einer Gesamtimpedanz zu. Verschiedene Körpergewebe mit ihren Einzelimpedanzen haben einen entsprechenden Anteil am gemessenen Gesamtwert. Den größten Einfluß üben dabei Blut, Lunge, Fettgewebe, Bindegewebe und Herzmuskeln sowie die Übergangsimpedanzen zwischen jeweils zwei benachbarten Geweben aus. Sowohl die Übergangsimpedanzen als auch die Impedanz des Fett- und Bindegewebes sind von Atem- und Herztätigkeit weitgehend unabhängig, so daß sie zwar den absoluten Beitrag der Gesamtimpedanz mit beeinflussen, für deren Schwankungen mit Atmung und Herzschlag jedoch keinen wesentlichen Beitrag leisten. Bei alleiniger Betrachtung der Variation intrathorakaler Impedanz sind Blut und Lunge als wesentliche Einflußgrößen bestimmend. Entsprechend dem Überwiegen von Lungengewebe kommt es bei Bestimmung von Impedanzänderungen zwischen einem Schrittmachergehäuse und der Spitze einer über dem rechten Hemithorax implantierten Hilfselektrode zu Impedanzschwankungen, die überwiegend durch eine Änderung des Abstandes der beiden Meßpunkte und durch eine Ab- bzw. Zunahme von Lungenstruktur mit der Atemtätigkeit bedingt sind.

Beim Vergleich des menschlichen Körpers mit seinen verschiedenen Einzelimpedanzen mit einem sich verändernden elektrischen Leiter wird der zwischen zwei Punkten gemessene impedanzmäßige Widerstand Z durch den jeweiligen Anteil von Widerstandsgewebe mit dem spezifischen Wider­ stand ρ, der Länge L sowie der jeweiligen Querschnitts­ fläche A bestimmt zu Z = ρ × . Betrachtet man den Thorax als Volumenkörper, ergibt sich Z = ϕ × .

Aufgrund dieser theoretischen Überlegungen wird ersicht­ lich, daß sich bei Messungen zwischen Schrittmachergehäuse und Spitze einer routinemäßig verwandten Stimulationselek­ trode Impedanzänderungen mit der Atmung ergeben, die sowohl durch die Geschehnisse des Herzschlags und des Blutkreislaufs als auch durch die Atemtätigkeit bestimmt werden. Aufgrund des relativ geringen spezifischen Wider­ stands von Blut, das bei einem Hämatokrit von 45% einen spezifischen Widerstand von rund 100 Ohm mal cm aufweist, im Vergleich zur Lunge von rund 1000 Ohm mal cm, wird deutlich, daß sich die Gesamtimpedanz mit der Atmung trotz des volumenmäßigen Überwiegens der Lunge bei Messungen im Bereich zwischen Herzschrittmachergehäuse und Spitze der Stimulationselektrode nur wenig ändert, da die kardialen und kreislaufmäßigen Schwankungen, die sich zu den pulmonalen Impedanzschwankungen entgegengesetzt verhalten, die pulmonalen praktisch kompensieren. Dies ist durch den einatembedingten Anstieg der lungenmäßigen Impedanz auf der einen Seite, auf der anderen Seite durch den einatembedingten Abfall der intrakardialen, intravaskulä­ ren und hilären (Gefäße der Lungenwurzel) Impedanz innerhalb der Meßstrecke zwischen Stimulationselektroden­ spitze und Schrittmachergehäuse bedingt.

Diese theoretischen Überlegungen konnten in zahlreichen Versuchen nachgewiesen und untermauert werden. Es zeigte sich dabei zusätzlich, daß Volumenänderung der oberen Hohlvenen, die insbesondere auf Lageänderung des Patienten deutlich ansprechen, eine impedanzmäßig determinante Größe sind. Weiterhin zeigte es sich, daß z. B. bei Messungen in der die obere Hohlvene in der Meßstrecke zum Herzschritt­ machergehäuse liegt, die durch Sprechen bedingten Volumen- und Durchmesseränderungen der oberen Hohlvene und damit die Änderungen des Widerstandswerts der niederohmigen Blutsäule der oberen Hohlvene gegenüber den atmungsbeding­ ten Änderungen der Lunge sogar überwiegend sind. Das von anderen Untersuchern angestrebte Konzept der Ermittlung der Atmungstätigkeit über Bestimmung der transthorakalen Impedanzänderungen zwischen Herzspitze und Schrittmacher­ gehäuse hat unseren Untersuchungen zufolge daher eine hohe Störanfälligkeit gegenüber nicht kardialen und nicht pulmonalen Einflüssen, wie Pressen, Husten, Sprechen, Lachen und plötzlichen Lageänderungen. Darüber hinaus steht das Verhältnis von Nutzsignal - der Atmung - zu dem Störsignal - obengenannter nichtatmungsbedingter Einflüsse - in einem ungünstigen Verhältnis.

Bisherige Untersuchungen zur Bestimmung der atembedingten transthorakalen Impedanzschwankungen gingen davon aus, daß inspiratorisch eine Zunahme der thorakalen Impedanz durch vermehrt inspiratorische Lungengewebe mit hoher Impedanz zu erwarten sei. Aufgrund unserer Untersuchungen zeigt es sich, daß eine Bestimmung der atmungsbedingten lungenmäßi­ gen Impedanzänderungen infolge von blutvolumenbedingten Änderungen oft zu nur zufälligen und nicht stabilen Ergebnissen führt. Darüber hinaus fanden wir, daß die gleichzeitig mitermittelten kardialen und zirkulatorischen Änderungen der Impedanz bei transthorakaler Messung keine gerichtete und reproduzierbare Wertigkeit im Sinne einer Verwertbarkeit für ein implantierbares Schrittmachersystem aufweisen.

Unsere Untersuchungen zielten daher in eine völlig neue Richtung, die pulmonalen atmungsbedingten Veränderungen nicht direkt im Brustraum - wie bisher vorgeschlagen - zu messen und dabei die inspirationsbedingte Impedanzzunahme zu registrieren, sondern indirekt den Einfluß atmungskor­ relierter, intrathorakaler Druckschwankungen auf die Änderung der intrakardialen Impedanz zu erfassen. Wie bereits aus Fig. 6, 7 und 8 im Tierversuch ersichtlich, üben intrathorakale Druckschwankungen beim Hund, in diesem Versuch in Form einer externen Beatmung, einen deutlichen Einfluß auf die intrakardialen Impedanzveränderungen aus. Diese überlagern die eigentliche Herztätigkeit in entspre­ chender Weise.

In zahlreichen weiterführenden Untersuchungen an Patienten und Probanden konnten wir die Abhängigkeit der intrakardi­ alen Impedanzveränderungen auch von der Spontanatmung beim Menschen nachweisen (Fig. 9 und 10).

In Fig. 9 ist in der oberen Zeile die Impedanz, in der mittleren Zeile die direkt gemessene Ausatmung (EX) im zeitlichen und volumenbedingten Verlauf und in der unteren Zeile das EKG aufgezeichnet. Die Einatmungsphasen sind in der oberen Zeile durch eine inspirationsbedingte Abnahme der Impedanz deutlich zu erkennen. Dabei übt der thorakale Druckabfall bei der Einatmung einen verstärkten Blutsogef­ fekt aus und führt so zu einer stärkeren Füllung des Ventrikels, was sich in einer entsprechenden Abnahme der Impedanz äußert (mehr Blut mit niedriger Impedanz in Umgebung der Elektrode). Die inspirationsbedingte Zunahme der pulmonalen Impedanz spielt bei der intraventrikulären Messung gemäß der Erfindung eine zu vernachlässigende Rolle. In der Phase des Atemanhaltens nach Inspiration ist in Zeile 1, Fig. 5 des weiteren zu erkennen, daß sich nach initialer, inspirationsbedingter vermehrter Füllung der Ventrikel wieder auf seine Normalgröße einpendelt. Die anschließende Ausatmung führt dann zu einer weiteren, allerdings recht geringen Zunahme der Impedanz, bedingt durch weitere Volumenabnahme des Ventrikels. Die feinen Veränderungen der Impedanz, die sich mit dem EKG korrelie­ ren, sind durch das Schlagvolumen bedingt.

Fig. 10 teilt das in Fig. 9, Zeile 1 gezeigte Rohsignal in einen hochpaßgefilterten (HP) Schlagvolumenanteil (Zeile 2) und einen tiefgepaßten (TP) Atemanteil (Zeile 6) auf. Deutlich erkennbar ist die schlagvolumenbedingte Zunahme der Impedanz Z des HP-Signals (dabei gleichzeitiger Anstieg des P _RV ) mit jeder Herzaktion (QRS Komplex). Die Einatmungsphase ist mit einem Abfall, die Ausatmungsphase mit einem Anstieg des Drucks im Oesophagus (P _OES ) als repräsentative Größe des intrathorakalen Drucks vergesell­ schaftet. Durch die Druckübertragung auf das Herz kommt es einatmungsbedingt zu der entsprechenden größeren Blutfülle im Herzen und dadurch zu einer inspiratorisch geringeren Impedanz Z _RV TP.

Die theoretische Basis für die Erfindung besteht dahinge­ hend, daß bei einem Absinken des intrathorakalen Drucks bei der Inspiration eine Volumenzunahme der Lunge statt­ findet. Dabei ist sowohl beim gesunden als auch beim älteren Patienten über weite Strecken der normalen Lungentätigkeit eine lineare Relation zwischen Änderung des intrathorakalen Drucks und Änderung des Lungenvolumens gegeben (Fig. 11a). Die Änderung des intrathorakalen Drucks wiederum pflanzt sich direkt auf das Herz fort. Durch diese Druckschwankungen entstehen wechselnde Schwan­ kungen des intrakardialen Drucks. Diese werden durch das das Herz umgebende Perikard im Regelfall, also bei Nichtvorliegen einer restriktiven Perikarderkrankung, unverändert auf das Herz übertragen. Die intrakardialen Druckschwankungen ihrerseits haben eine Volumenverschie­ bung innerhalb des Herzens zur Folge. Diese entspricht den jeweiligen myokardialen Parametern des Patienten (Fig. 11b). Dabei kann in einem weitgehenden Bereich der normalen Herztätigkeit ebenfalls von einem linearen Verhalten von Druck und Volumen ausgegangen werden, so daß über weite Bereiche der Herz-Lungentätigkeit innerhalb des alltäglichen Lebens eine angenähert lineare Beziehung zwischen Veränderung des Lungenvolumens, also der Atmung, und einer Veränderung des intrakardialen Volumens besteht.

Eine Erfassung des intrakardialen Schlagvolumens mit Impedanzmessungen wurde in früheren Arbeiten beschrieben (Baan, McKay, Ohlsen). Innerhalb des Herzmuskels kann davon ausgegangen werden, daß das Blut mit seinem geringsten spezifischen Widerstand die determinierende Größe von volumenbedingten Impedanzänderungen darstellt. Gemäß der Erfindung lassen sich mit intrakardialer Impedanzmessung nicht nur schlagvolumenbedingte Änderungen innerhalb eines Sektors des Herzmuskels erfassen, sondern auch die auf diesen Sektor einwirkende Atemtätigkeit. Eine Absolutmessung von Volumenänderungen und den einwir­ kenden Drucken der Atmung, die mit dem Atemminutenvolumen korrelieren, ist dabei jedoch nur angenähert möglich. Relative Änderung gegenüber einem einmal festgelegten Wert, der sich von Patient zu Patient unterscheiden kann und sich auch beim selben Patienten durch jeweils verschiedene Einflußfaktoren ändern kann, ist jedoch gut möglich.

Gemäß der Erfindung ist es darüber hinaus möglich, daß trotz einer Reihe von Einflußfaktoren auf eine absolute Impedanzmessung, wie sie z. B. durch Veränderung des Hämatokrits, durch Veränderungen der Temperatur, durch Veränderung des pulsatilen Flusses, durch Veränderungen der Impedanz des depolarisierten Herzmuskels, durch Veränderungen der räumlichen Lage des Katheters innerhalb im Herzmuskel, durch Veränderungen der umgebenden pulmona­ len Grundimpedanz und durch Veränderungen der geometri­ schen Konfiguration des rechten Ventrikels im Rahmen eines tiefertretenden Zwerchfelles bedingt sind, auch langfri­ stig eine relative Änderung der ermittelten Impedanzwerte im Vergleich zu einer relativen Änderung des Atemminuten­ volumens sicher zu erfassen.

Aufgrund der Ergebnisse unserer Untersuchungen läßt sich in mehr als 95% aller Atemaktionen eine korrekte Zuordnung aus impedanzmäßig intrakardial ermittelten Atemzügen zu wirklichen Atemzügen treffen, so daß die ermittelte Atemfrequenz eine absolute, langfristig sehr zuverlässig zu erfassende Größe darstellt. Innerhalb eines Steueralgorithmus stellt die absolut gemessene Atemfre­ quenz daher die Bezugsgröße und als Absolutwert die Grundlage der Steuerung dar. In Fig. 3 ist der Verlauf der Zuordnung von Atemfrequenz zu Herzstimulationsfrequenz dargestellt. Dabei zeigt die Atemfrequenz entsprechend von uns an mehr als 100 Herzschrittmacher-Patienten vorgenom­ menen Messungen eine Beziehung zur Herzfrequenz, die durch einen S-förmigen Verlauf gekennzeichnet ist. Im Bereich niedriger Atemfrequenzen ist das Verhältnis von Atemfre­ quenz zu Herzfrequenz niedriger und im Bereich höherer Atemfrequenzen besteht ebenfalls eine flachere Beziehung zwischen Atemfrequenzsteigerung und Herzfrequenzstei­ gerungen. Dies ist dadurch bedingt, daß bei Belastungen mit hoher Intensität die Atmung durch die Übernahme sonstiger kompensatorischer Mechanismen innerhalb des kariopulmonalen Systems überproportional zur Sauerstoff­ aufnahme ansteigt. Aufgrund dieser von uns ermittelten Ergebnisse wird eine Beziehung vorgeschlagen, die in Abhängigkeit von der Atemfrequenz eine unterschiedliche Korrelation von Atemfrequenz zu Herzfrequenz entsprechend Fig. 3 vorsieht.

Diese Zuordnung von Atemfrequenz zur Herzfrequenz stellt das Grundgerüst innerhalb eines Steueralgorithmus dar. Darüber hinaus wird die Atemfrequenz in ihrer Beziehung zur Herzfrequenz durch zusätzliche kardiale und pulmonale Einflußfaktoren modifiziert. So führt eine Erhöhung der Kontraktilität zu einer höheren Herzfrequenz bei gleicher Atemfrequenz, in gleicher Weise führt ein Anstieg des relativ ermittelten Schlagvolumens und des Atemvolumens zu einem Anstieg der Herzfrequenz. Im umgekehrten Fall trifft es ebenfalls zu, daß eine Verminderung der obengenannten Parameter zu einer Absenkung der Herzfrequenz bei gleich­ bleibender Atemfrequenz führt. Ein wesentlicher Kernpunkt der Erfindung ist jedoch, daß die Atemfrequenz als absolute Größe die jeweilige Bezugsgröße innerhalb der Steuerung durch andere sich relativ ändernde Größen darstellt. Dadurch, daß Atemzugvolumen, Schlagvolumen und die über die Änderungsgeschwindigkeit der intrakardialen Impedanz pro Zeiteinheit ermittelte Kontraktilität nur relative Größen darstellen, finden nur relative Änderungen zu einem sich durch Mittelwertbildung kontinuierlich neu definierenden Basiswert Eingang in die Frequenzregelung. Dies bedeutet, daß eine länger bestehende gleichbleibend konstante Erhöhung des relativen Meßwertes des Schlagvolu­ mens, der Kontraktilität oder des Atemzugvolumens nach einem frei wählbaren vorgegebenen Zeitintervall eine entsprechende Bewertung als neuer Basiswert erfährt. Dadurch lassen sich durch äußere Faktoren bedingte Änderungen der intrakardialen Impedanz, wie sie sich z. B. durch Elektrolytenveränderungen, durch Veränderungen des Hämatokrits, durch Veränderungen der Temperatur oder durch Veränderungen der Ventrikelkonfiguration (Lage des Patien­ ten), durch Infarkte oder durch Beeinflussung des kontrak­ tilen Musters des Herzmuskels durch Medikamente (Wasser­ tabletten) vollziehen, eine entsprechende Berücksichti­ gung. Dies entspricht den in unseren Untersuchungen gewonnenen Meßdaten, daß sich sowohl Schlagvolumen, Atemzugvolumen und Kontraktilität nur als relativ ändernde Größe erfassen und als alleinige frequenzbestimmende Parameter für eine frequenzadaptive Schrittmachertherapie nur begrenzt geeignet sind. Dahingegen sind sie in Verbindung mit einer langzeitmäßig stabil zu erfassenden absoluten Meßgröße, wie der Atemfrequenz, in sinnvoller Weise kombinierbar. Aufgrund ihrer negativen Rückkopplung mit der Stimulationsfrequenz (Rückgang der Meßgröße, z. B. des Schlagvolumens bei inadäquat zu schneller Stimulation und dadurch Rückgang der Frequenz) sind die relativ zu erfassenden Parameter zur Optimierung der Stimulationsfre­ quenz durch Rückkopplung gut geeignet. Im Unterschied zu den bisherigen frequenzadaptiven Herzschrittmachern ist es ein wesentlicher Grundgedanke der vorliegenden Erfindung, eine Frequenzoptimierung durch negativen "Feed Back" ohne zusätzlich zu implantierenden Sensor zu realisieren und dabei zwei körpereigene physiologische Determinanten, Herztätigkeit und Lungentätigkeit zur Steuerung heranzu­ ziehen.

Fig. 4 beschreibt den schematischen Verlauf der Stimula­ tionsfrequenz anhand der zeitlichen Veränderungen der jeweiligen Parameter. Die Frequenz ist dabei eine Funktion der basalen Atemfrequenz plus der Modulation durch die relative Änderung des Schlagvolumens im Vergleich zum als Basiswert definierten Schlagvolumen plus der Modulation durch den in gleicher Weise bestimmten Frequenzanteil der Kontraktilität und des Atemvolumens. Effektive Stimula­ tionsfrequenz = Stimulationsfrequenz entsprechend der Atemfrequenz + Anteil Schlagvolumen + Anteil Kontraktili­ tät + Anteil Atemzugvolumen.

Im Unterschied zum bisherigen frequenzadaptivem System ohne speziellen Sensor ist ein weiterer Grundgedanke der Erfindung, den Anteil der frequenzmäßigen Änderungen aufgrund der Änderungen der relativen Parameter, wie Schlagvolumen, Kontraktilität und Atemminutenvolumen auf eine den jeweiligen Parametern entsprechend maximierte Frequenzänderung zu limitieren. So zeigt sich aufgrund unserer Messungen, daß eine Limitierung der Schlagvolumen bedingten Veränderung auf 15 bis 20 Schläge, der kontrak­ tilitätsbedingten Änderungen auf 15 bis 20 Schläge und des Atemminutenvolumens auf 15 bis 25 Schläge den in der Praxis ermittelten Meßgrößen und deren relativen Änderun­ gen unter Alltagsbedingungen gerecht wird. Dabei wird aus Gründen der einfacheren Realisierbarkeit von einer linea­ ren Beziehung der relativen Änderung der entsprechenden Meßparametern im Vergleich zu ihrem ständig sich neu definierenden Ausgangswert ausgegangen.

Das Prinzip der gleichzeitigen Erfassung kardialer und pulmonaler Parameter im Herzen mittels des angegebenen Meßprinzips eröffnet aber nicht nur Möglichkeiten für die frequenzadaptive Schrittmachertherapie, sondern bietet auch eine gute Möglichkeit, wesentliche physiologische Parame­ ter aus anderen diagnostischen oder therapeutischen Gründen zu erfassen und zu überwachen. Gedacht sei hier nur an die Betreuung des Patienten auf einer intensivsta­ tion, wo therapeutische Konsequenzen von der Kenntnis vitaler wichtiger Daten wie Herz- und Atemtätigkeit abhängen. Da viele dieser Patienten sowieso mit einer passager gelegter Schrittmacherelektrode versorgt werden, lassen sich die Daten ohne zusätzlich notwendigen Eingriff mitgewinnen.

Bevorzugter Gegenstand unserer Untersuchungen war die Veränderung der intrakardialen Impedanz durch den Einfluß der Herz- und der Atemtätigkeit. Die Benutzung von Impedanzmessungen bietet sich deswegen an, weil damit die zur Stimulation des Herzens schon routinemäßig benutzte bipolare Elektrode, bei der die beiden Elektrodenpole im Herzen liegen, darüber hinaus zur Impedanzmessung benutzt werden kann. Auf diese Weise ist kein zusätzlicher Sensor notwendig.

Grundsätzlich lassen sich die durch unsere Ergebnisse getroffenen Aussagen jedoch auch auf die Messung intrakar­ dialer und intravaskulärer Druckveränderungen mit Herz- und Atemtätigkeit übertragen. Entsprechende Meßdaten sind aus Fig. 1, 2 und 5 ersichtlich. Die Veränderung des Druckes verhält sich dabei komplementär zum Volumen. Als ein weiterer Gedanke der Erfindung ließe sich auch die Messung des Blutflusses um Herzen bzw. in den umliegenden Gefäßen in gleicher Weise zur Ermittlung kardiopulmonaler Veränderungen unter wechselnden Bedingungen heranziehen.

Claims (7)

1. Medizinisches Gerät zum Ermitteln von physiologischen Funktionsparametern eines Patienten, mit einer elektri­ sche Meßsignale abgebenden Meßelementenanordnung am Patienten zum Bestimmen der Funktionsparameter, da­ durch gekennzeichnet, daß die Meßelementenanordnung ein innerhalb des Herzens des Patienten liegendes Meßele­ ment aufweist, das im Herzen lediglich einen Funktions­ parameter bestimmt, der sich sowohl mit den von außen auf das Herz und dessen Tätigkeit einwirkenden intra­ thorakalen Druckschwankungen, die mit der Atmung des Patienten korrelieren, als auch gleichzeitig mit der vom Herzen selbst ausgehenden Tätigkeit ändert, und daß dieses Meßelement mit einer Vorrichtung zum Aufteilen der elektrischen Meßsignale in ein den intrathorakalen Druckschwankungen entsprechendes niederfrequentes Si­ gnal und in ein der Herztätigkeit entsprechendes höherfrequentes Signal verbunden ist.

2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekenn­ zeichnet, daß das Gerät in Verbindung mit einem Herz­ schrittmacher verwendet wird, der ein Gehäuse, eine Stimulationselektrodenanordnung im Herzen und eine mit dem Gerät verbundene Steuerschaltung zum Einstellen einer adäquaten Stimulationsfrequenz an der Stimula­ tionselektrodenanordnung in Abhängigkeit der in die niederfrequenten und höherfrequenten Signale aufge­ klemmten elektrischen Meßsignale aufweist.

3. Gerät nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß das Meßelement ein die intrakardia­ len Impedanzänderungen bestimmendes Meßelement ist.

4. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das Meßelement eine zumindest bipolare Elektrode ist, die gleichzeitig als Stimulationselektrode zum Stimulieren des Herzens des Patienten verwendbar ist.

5. Gerät nach einem der Ansprüche 2 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Steuerschaltung des Herzschrittmachers aus der Frequenz des niederfre­ quenten Signales als absolute, der Atemfrequenz des Patienten entsprechende Größe eine Grundkennlinie mit einer vorgegebenen Beziehung zwischen Atemfrequenz und Stimulationsfrequenz vorgibt.

6. Gerät nach Anspruch 5, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die Stimulationsfrequenz entsprechend der Grundkennlinie durch andere, aus den aufgetrennten nieder- und höherfrequenten Signalen ermittelte, sich relativ ändernde respiratorische und kardiale Funk­ tionsparameter modulierbar ist.

7. Gerät nach Anspruch 6, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die zur Modulation der Grundkennlinie dienenden respiratorischen und kardialen Funktionspara­ meter in bezug auf deren relative Änderungen zu einem sich ständig neu definierenden Ausgangswert der Grund­ kennlinie zum Optimieren der momentanen Stimulations­ frequenz herangezogen werden.