DE4111505C2 - Anordnung zur Ermittlung eines physiologischen Parameters aus einem kardialen Informationssignal - Google Patents
Anordnung zur Ermittlung eines physiologischen Parameters aus einem kardialen InformationssignalInfo
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Description
Anordnung zur Ermittlung eines physiologischen Parameters aus
einem kardialen Informationssignal.
Die Erfindung betrifft Anordnungen zur Ermittlung eines
physiologischen Parameters aus einem gemessenen, als Meßinformation
die kardiale Impedanz oder den kardialen Blutdruck
enthaltenden Informationssignal, insbesondere für die
Steuerung der Frequenzadaption eines Herzschrittmachers.
Die Erfindung bezieht sich speziell auf eine betreffende
Anordnung, bei der der zu ermittelnde physiologische Parameter
das Atmungsverhalten eines Patienten repräsentiert, auf
eine betreffende Anordnung, bei der der physiologische Parameter
den Beginn der Auswurfphase repräsentiert, eine betreffende
Anordnung, bei der der physiologische Parameter die
Vorhofkontraktion repräsentiert und eine betreffende Anordnung,
bei der der physiologische Parameter eine Schlagvolumeninformation
repräsentiert.
Bei der Auswertung kardialer Informationssignale, wie sie
insbesondere bei herzdiagnostischen Meßgeräten und Herzschrittmachern
gemessen werden, müssen vielfach nicht pulsbezogene
Informationsanteile, wie z. B. atemabhängige Signalanteile
oder Signalanteile, die auf Bewegungsartefakte zurückgehen,
von pulsbedingten Signalanteilen getrennt werden,
sei es, um die pulsbezogenen Signalanteile von Störanteilen
zu befreien oder um aus nicht pulsbezogenen Signalanteilen
weitere Informationen, insbesondere über das Belastungsverhalten,
zu gewinnen.
Es ist bekannt, die Stimulationsfrequenz eines Herzschrittmachers
belastungsabhängig zu steuern und insbesondere mit
einem Herzkatheter im Ventrikel gemessene Impedanzen für die
Ermittlung der Belastung auszuwerten, nachdem sich die Impedanz
belastungsabhängig ändert.
Aus der DE 37 32 640 C1 ist beispielsweise ein medizinisches
Gerät zum Ermitteln von physiologischen Funktionsparametern
bekannt, mit dem intrakardiale Impedanzänderungen unter
Verwendung eines innerhalb des Herzens eines Patienten angeordneten
Meßelementes meßbar sind. Das gemessene Impedanzsignal
ändert sich sowohl mit den von außen auf das Herz und
dessen Tätigkeit einwirkenden intrathorakalen Druckschwankungen,
die mit der Atmung des Patienten korrelieren, als auch
gleichzeitig mit der vom Herzen selbst ausgehenden Tätigkeit.
Das bekannte Gerät enthält eine Einrichtung zum Aufteilen des
Meßsignals in ein den intrathorakalen Druckschwankungen
entsprechendes niederfrequentes Signal und ein der Herztätigkeit
entsprechendes höherfrequentes Signal. Die das Atmungsverhalten
repräsentierenden Informationen des niederfrequenten
Signals werden herangezogen, um die Stimulationsfrequenz
eines Herzschrittmachers zu steuern.
Die dem pulsbezogenen Signal überlagerte, dem Atemvolumen
entsprechende belastungsabhängige Information des Impedanzsignals
kann durch Frequenzfilterung jedoch nur unzureichend
separiert werden. Während der Diastole fällt der Druck im
Ventrikel spontan ab, und das Formverhalten des dann schlappen
Herzmuskels unterliegt störenden mechanischen Einflußgrößen,
insbesondere der äußeren Bewegung, der Vorhofkontraktion,
Klappenartefakten und einem positionsabhängigen
Füllungsverhalten. Die üblicherweise mit nur kleinen Meßelektroden
gemessene Impedanz wird damit nicht nur durch Volumenänderungen,
sondern auch durch Formänderungen der Meßstrecke
beeinflußt. Es werden Störrsignale in einem physiologisch
interessanten Frequenzbereich von beispielsweise 0,1 bis
10 Hz wirksam, die durch die Frequenzfilterung nicht von dem
durch die kontinuierliche Pulsation des Herzens beeinflußten
Impedanzsignal getrennt werden können.
Aus der Veröffentlichung mit dem Titel "PEP-gesteuerter
Herzschrittmacher" in Biomed. Technik 34 (1989), S. 177-184,
ist ein Herzschrittmacher bekannt, bei dem zur Steuerung
der Stimulationsfrequenz die sogenannte pre-ejection-period
(PEP) als belastungsabhängiger physiologischer Steuerparameter
herangezogen wird, wobei die bei Belastung abnehmende PEP
in eine Erhöhung der Stimulationsfrequenz des Herzschrittmachers
umgesetzt wird. Zur Ermittlung der PEP wird ein
entsprechendes Zeitintervall aus dem Verlauf der zwischen
einer intrakardialen Elektrode und dem Schrittmachergehäuse
gemessenen Impedanz erfaßt. Hierzu wird mittels einer Auswerteschaltung
die gemessene Impedanzkurve nach der Zeit
abgeleitet und der Zeitpunkt des ersten Maximums der differenzierten
Impedanz seit dem letzten Stimulationsimpuls
bestimmt, um ein der PEP entsprechendes Zeitintervall zu
erfassen.
In dem Beitrag "Computer-Automated Impedance-Derived Cardiac
Indexes" in IEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol.
BME-33, Nr. 1, Januar 1986, ist ein Meßverfahren und eine
Meßanordnung zur Aufnahme und Auswertung von Impedanz-Kardiogrammen
beschrieben, wobei die Impedanzmessung über vier
extern am Körper des Patienten angebrachte Elektroden erfolgt.
Zur Unterdrückung von Störsignalanteilen werden über
mehrere Pulsperioden gemessene Impedanzwerte gemittelt, um
eine Mittelungskurve zu erhalten, deren Stützwerte Mittelwerte
von Impedanzwerten sind, die in bezug auf die zeitlichen
Lagen der R-Wellen in jedem Puls jeweils gleichen Meßzeitpunkten
zuzuordnen sind. Zur weiteren Auswertung gelangt
nur diese durch Ensemble-Mittelung erhaltene Impedanzkurve
bzw. deren zeitliche Ableitung, um daraus Informationen zur
Bestimmung des Herzschlagvolumens zu gewinnen.
Es ist Aufgabe der Erfindung, insbesondere für die Steuerung
der Frequenzadaption eines Herzschrittmachers geeignete
Anordnungen zu schaffen, die es erlauben, aus einem gemessenen
kardialen Informationssignal einen Informationen über den
aktuellen Belastungszustand des Patienten enthaltenden Signalanteil
auf einfache Weise zu separieren, welcher von dem zu
bestimmenden physiologischen Parameter abhängige Signalereignisse
aufweist, die mit einfachen Mitteln sicher detektierbar
sind.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die Merkmale der
Ansprüche 1, 4, 9 bzw. 11 gelöst.
Durch die phasensynchrone Signalmittelung über mehrere Pulsperioden,
beispielsweise n Pulsperioden, werden alle nicht
pulsbezogenen Signalanteile auf ein n-tel reduziert. In dem
Mittelungssignal werden damit schwankende Einflußgrößen,
deren mittlere Schwankungsperiode kleiner ist als die Dauer
von n Pulsen, unterdrückt, wie zum Beispiel Einflüsse der
Atmung, der Vorhofkontraktion und der Bewegung. Das Mittelungssignal
enthält jedoch alle pulsabhängigen
Einflüsse, wie zum Beispiel Formänderungen und Schlagvolumen.
Das Differenzsignal enthält damit in erster Linie nur nicht
pulsbezogene Signalanteile, die der weiteren Auswertung
zugrunde gelegt werden können.
Es hat sich gezeigt, daß der atmungsabhängige Anteil des
Differenzsignals von den sonstigen Störeinflüssen, wie zum
Beispiel Vorhofkontraktion und Bewegung, getrennt werden
kann. Während der Systole ist der Herzmuskel angespannt und
nimmt bei gleichbleibenden hämodynamischen Bedingungen,
insbesondere Druckbedingungen, eine im wesentlichen gleichbleibende
Form ein, wodurch insbesondere zu Beginn der Auswurfphase
die intrakardiale Elektrode gegenüber einer beispielsweise
durch das Herzschrittmachergehäuse gebildeten
Gegenelektrode eine definierte Position erhält. Damit können
atemabhängige Schwankungen der Impedanz unabhängig von Formänderungseinflüssen,
wie sie beispielsweise aufgrund der
Bewegung entstehen können, erfaßt werden.
Infolge des durch die Atmung schwankenden Füllungsvolumens
des Ventrikels ändert sich das Schlagvolumen, womit im gemessenen
Impedanzsignal der schlagvolumenabhängige Verlauf der
Auswurfphase atemmoduliert ist. Das Differenzsignal liefert
damit nicht nur ein genaues Abbild der Atmung in der Auswurfphase, sondern erlaubt aufgrund seiner zeitlich genau
definierten Signaländerungen auch eine von der Vorhofkontraktion
unabhängige Ermittlung von Beginn und Ende der
Auswurfphase.
Um bei einem intrakardial gemessenen Impedanzsignal oder
gegebenenfalls einem im Ventrikel gemessenen Drucksignal mit
großer Sicherheit den systolischen Bereich der Pulsperiode
feststellen zu können, legen die dritten Mittel gemäß Anspruch
1 ein in einem systolischen Bereich der Pulsperiode
gelegenes Zeitfenster fest, das im wesentlichen mit dem
ersten, im Systolenabschnitt der Pulsperiode auf die Stimulation
folgenden Extremwert des Mittelungssignals beginnt und
im wesentlichen mit dem zweiten, in derselben Pulsperiode
folgenden Extremwert des Mittelungssignals oder des Differenzsignals
endet. Extremwerte dieser Art lassen sich relativ
sicher feststellen, insbesondere wenn die dritten Mittel für
die Festlegung des Beginns des Zeitfensters die zeitliche
Änderung des Mittelungssignals ermitteln und das Zeitfenster
nur dann starten, wenn die zeitliche Änderung des dem Extremwert
vorangehenden Mittelungssignals ein vorgegebenes
Vorzeichen hat. Bei dem ersten Extremwert handelt es sich um
ein Impedanzminimum, das durch die Berücksichtigung der
Richtung seiner Vorderflanke selbst dann ausreichend sicher
erkannt werden kann, wenn es nur wenig ausgeprägt ist.
Das vorstehend erläuterte Zeitfenster erlaubt es, den atmungsabhängigen
Informationsanteil wertmäßig zu bestimmen und
beispielsweise zur belastungsabhängigen Frequenzregelung
eines frequenzadaptiven Herzschrittmachers auszunutzen. Die
vierten Mittel gemäß Anspruch 1 sind hierzu so ausgebildet,
daß sie die Größe des ersten, innerhalb des Zeitfensters
auftretenden Extremwerte des Differenzsignals und/oder die
Größe der zeitlichen Änderung der diesem Extremwert nachfolgenden
Signalflanke des Differenzsignals eritteln. Der
Frequenzregler des Herzschrittmachers kann dann so gesteuert
werden, daß mit zunehmender Größe des Extremwerts bzw. der
zeitlichen Änderung des Differenzsignals die Pulsfrequenz
zunimmt. Ein atemgesteuerter, frequenzadaptiver Herzschrittmacher
der vorstehenden Art ist von Störeinflüssen wie Formänderung
und Bewegung weitgehend unabhängig.
Das vorstehend erläuterte Zeitfenster erlaubt es, auf einfache
Weise den Beginn der Auswurfphase zu erfassen. Hierzu
ist gemäß Anspruch 4 vorgesehen, daß die vierten Mittel
innerhalb des durch die dritten Mittel festgelegten Zeitfensters
den Zeitpunkt des ersten innerhalb des Zeitfensters
auftretenden Extremwerts des Differenzsignals ermitteln. Der
Zeitpunkt, zu dem der erste Extremwert des Differenzsignals
innerhalb des Zeitfensters auftritt, bezeichnet den Beginn
der Auswurfphase und läßt sich exakter als bisher möglich
bestimmen.
Die exakte Kenntnis des Beginns der Auswurfphase erlaubt
Rückschlüsse auf die physiologische Belastung, die von der
Art des Signalverlaufs vor Beginn der Auswurfphase weitgehend
unabhängig ist. Die vierten Mittel erzeugen hierzu
zweckmäßigerweise ein im wesentlichen dem Zeitintervall
zwischen dem Beginn der Ventrikelstimulation und dem Zeitpunkt
des ersten Extremwerts des Differenzsignals entsprechendes
Steuersignal, vorzugsweise ein Steuersignal, das im
wesentlichen dem Zeitintervall zwischen dem ersten auf die
Stimulation folgenden Extremwert des Mittelungssignals und
dem ersten Extremwert des Differenzsignals entspricht. Ein
solches Steuersignal kann insbesondere zur Steuerung des
Frequenzreglers eines frequenzadaptiven Herzschrittmachers
ausgenutzt werden, derart, daß mit abnehmendem Zeitintervall
die Pulsfrequenz steigt.
Die Erfindung läßt sich nicht nur im systolischen Bereich der
Pulsperiode zum Beispiel eines insbesondere intrakardial
gemessenen Impedanzsignals oder Drucksignals ausnutzen, sondern
auch im diastolischen Bereich der Pulsperiode. Gemäß
Anspruch 9 wird diesbezüglich ein Zeitfenster durch die
dritten Mittel festgelegt, das im wesentlichen mit dem zweiten
auf die Stimulation folgenden Extremwert des Mittelungssignals
oder des Differenzsignals oder im wesentlichen mit
der T-Welle eines EKG-Signals beginnt und eine vorzugsweise
durch den Abstand früher erfaßter P-Wellen oder durch sonstige
Methoden oder Belastungsanalyse festgelegte Dauer hat.
Auf der Basis eines solchen Zeitfensters läßt sich ein P-Wellen
synchronisierter, frequenzadaptiver Herzschrittmacher
aufbauen, wenn die vierten Mittel gemäß Anspruch 9 auf die
Größe des Differenzsignals ansprechen und ein Triggersignal
erzeugen, sobald das Differenzsignal innerhalb des diastolischen
Zeitfensters einen vorgegebenen Schwellwert überschreitet.
Ein auf die Triggersignale ansprechender Frequenzregler
des Herzschrittmachers regelt die Stimulationsfrequenz so,
daß die Rate, mit der die Triggersignale auftreten, minimal
wird. Die P-Wellen-Synchronisation beruht darauf, daß die
Vorhofkontraktion zu einer Volumenänderung des Ventrikels und
damit zu einer ausgeprägten Änderung des Impedanzsignals
führt. Die Schwellwertüberwachung des Differenzsignals erlaubt
die P-Wellen-Synchronisation, obwohl der Frequenzbereich,
der durch die P-Wellen bedingten Änderungen des Impedanzsignals
im Bereich der pulsbedingten Impedanzschwankungen
liegt, also beispielsweise über einen Hochpaß nicht gefiltert
werden kann. Um Nullpegelschwankungen des Mittelungssignals
ausgleichen zu können, sind zweckmäßigerweise Mittel vor
gesehen, die ein selbsttätigt dem Nullpunkt des Mittelungs
signals folgendes Schwellwertsignal erzeugen.
Die Erfindung ermöglicht auch die Erfassung des Schlagvolumens
bzw. des Herzzeitvolumens durch Integration eines ins
besondere intrakardial, d. h. im Ventrikel gemessenen Blut
drucksignals oder gegebenenfalls eines Impedanzsignals.
Hierzu sind gemäß Anspruch 11 dritte Mittel vorgesehen, die
ein Integrationszeitintervall festlegen, das im wesentlichen
mit dem ersten, im Systolenabschnitt der Pulsperiode auf die
Stimulation folgenden Extremwert des Differenzsignals beginnt
und mit dem zweiten auf die Stimulation folgenden Extremwert
des Differenzsignals endet. Die Extremwerte des auf das
Drucksignal zurückgehenden Differenzsignals bezeichnen mit
hoher Genauigkeit den Beginn und das Ende der Auswurfphase,
so daß sich das Schlagvolumen wie bisher für den Aorten- oder
Pulmonalisdruck auch für den Ventrikeldruck durch herkömm
liche Verfahren, beispielsweise durch die Puls-Kontur-Methode
bestimmen läßt. Dabei wird etwa durch Integration des Druck
signals über das genannte Integrationszeitintervall das
Schlagvolumen pro Puls bestimmt. Das mittlere Schlagvolumen
kann durch Mittelung des Puls-Schlagvolumens errechnet werden.
Aus dem mittleren Schlagvolumen kann durch Multiplikation
mit der Pulsfrequenz das mittlere Herzzeitvolumen er
rechnet werden.
Die Ausgestaltung der Erfindung wird bevorzugt bei Schlagvolumen-
bzw. Herzzeitvolumen-Meßgeräten eingesetzt, kann aber
auch zur Frequenzadaption von Herzschrittmachern ausgenutzt
werden.
Um den zweiten Extremwert des Differenzsignals sicherer
erfassen zu können, ist bevorzugt vorgesehen, daß das Maximum
des Drucksignals oder des Mittelungssignals erfaßt wird und
das Integrationszeitintervall mit dem ersten auf das Maximum
folgenden Extremwert des Differenzsignals beendet wird.
Im folgenden werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand
einer Zeichnung näher erläutert. Hierbei zeigt:
Fig. 1 ein Blockschaltbild eines atmungsgesteuerten Herz
schrittmachers;
Fig. 2a bis 2d Zeitdiagramme zur Erläuterung der Funktion
des Herzschrittmachers;
Fig. 3 ein Blockschaltbild eines abhängig vom Beginn der
Auswurfphase gesteuerten Herzschrittmachers;
Fig. 4 ein Blockschaltbild eines P-Wellen synchronisierten
Herzschrittmachers;
Fig. 5a bis 5d Zeitdiagramme zur Erläuterung der Funktions
weise des Herzschrittmachers nach Fig. 4;
Fig. 6 ein Blockschaltbild eines Meßgeräts zur Ermittlung
des Schlagvolumens und
Fig. 7a bis 7d Zeitdiagramme zur Erläuterung des Meßgeräts
nach Fig. 6.
Der in Fig. 1 dargestellte atmungsgesteuerte Herzschritt
macher umfaßt eine mittels eines Herzkatheters im Ventrikel
zu plazierende Stimulationselektrode 1, der aus einem Stimu
lationsimpulsgenerator 3 Stimulationsimpulse mit einer durch
einen Frequenzregler 5 bestimmten Frequenz
zuführbar sind. Der Stimulationselektrode ist das Gehäuse
des Schrittmachers als Gegenelektrode 7 zugeordnet. Die
Elektroden 1, 7 bilden ein unipolares Elektrodensystem
und werden zugleich als Meßelektroden für eine Impedanz
messung und die Messung von Herzaktionspotentialen ausge
nutzt. Sie sind hierzu an einen Impedanz-Meßverstärker 9
sowie an einen EKG-Verstärker 11 angeschlossen. An den
EKG-Verstärker 11 ist eine mit dem Frequenzregler 5
verbundene Steuerstufe 13 angeschlossen, die die Rate,
mit der die Stimulationsimpulse auftreten, erfaßt und an
ihrem Ausgang 15 ein stimulationssynchrones Triggersignal
freigibt, wenn die Schwankung der Stimulationsimpulsrate
angenähert konstant ist, also innerhalb eines vorgegebenen
Frequenzfensters liegt. An den Verstärker 9 ist eine
Mittelungsstufe 17 angeschlossen, die, von der Steuerstufe
13 innerhalb des Frequenzfensters pulsfrequenzgetriggert
ein Mittelungssignal erzeugt, dessen momentaner
Signalwert einen Mittelwert aus im wesentlichen phasen
gleichen Signalwerten mehrerer Pulsperioden des Impedanz
signals repräsentiert. An die Mittelungsstufe 17 ist eine
Subtraktionsstufe 19 angeschlossen, die das Mittelungssignal
von dem Impedanzsignal des Verstärkers 9 subtrahiert.
Das von der Subtraktionsstufe 19 gelieferte Differenzsignal
enthält in erster Linie nicht pulsbezogene Informa
tionsanteile des Impedanzsignals, nachdem die Mittelungs
stufe 17 diese Anteile aufgrund der pulsfrequenzsynchronen
Mittelwertbildung in dem Mittelungssignal unterdrückt.
Das Mittelungssignal enthält in erster Linie pulsbezogene
Informationen.
Um aus dem Differenzsignal eine im wesentlichen aus
schließlich atemabhängige und von Einflüssen durch Vor
hofkontraktion und Bewegung im wesentlichen unabhängige
Information abtrennen zu können, ist an die Mittelungs
stufe 17 eine Zeitfensterstufe 21 angeschlossen, die ein
im systolischen Bereich der Pulsperiode gelegenes Zeit
fenster festgelegt. Das Zeitfenster beginnt mit dem
ersten, im Systolenabschnitt der Pulsperiode auf die
Stimulation folgenden Minimum des Mittelungssignals und
endet mit dem darauffolgenden zweiten Extremwert des
Mittelungssignals, einem Maximum. Die Zeitfensterstufe 21
steuert eine an die Subtraktionsstufe 19 angeschlossene
Auswertestufe 23, die die Größe des ersten, innerhalb des
Zeitfensters auftretenden Extremwerts des Differenzsignals
oder die Größe der zeitlichen Änderung der diesem
Extremwert nachfolgenden Signalflanke des Differenzsignals
ermittelt. Die Größe des Extremwerts oder der
zeitlichen Änderung der nachfolgenden Signalflanke ist
ein Maß für das Atmungsvolumen und damit der physiologischen
Belastung. Die Auswertestufe 23 steuert dementsprechend
den Frequenzregler 5, der seinerseits die Stimula
tionsfrequenz so regelt, daß mit zunehmender Größe des
Extremwerts bzw. der zeitlichen Änderung des Differenzsignals
die Pulsfrequenz zunimmt, sich also selbsttätig der
Belastung anpaßt. Der Herzschrittmacher umfaßt ferner in
üblicher Weise eine von einem Taktgenerator 25 getaktete
Steuerlogik 27, die die Funktionen des Schrittmachers
abhängig von in einem Speicher 29 gespeicherten Programm
informationen steuert.
Die Fig. 2a bis 2d zeigen Zeitdiagramme in Zusammenhang
mit dem Herzschrittmacher der Fig. 1. Fig. 2a zeigt
abhängig von der Zeit t ein externes EKG, dessen stimula
tionsimpulssynchrone R-Wellen bei 31 dargestellt sind.
Fig. 2b zeigt das am Ausgang des Verstärkers 9 auftretende
Impedanzsignal; das am Ausgang der Mittelungsstufe 17
auftretende Mittelungssignal ist in Fig. 2c dargestellt.
Die von der Zeitfensterstufe 21 für die Festlegung des
bei 33 bezeichneten Zeitfensters erfaßten Extremwerte
sind in Fig. 2c bei 35 und 37 dargestellt. Fig. 2d zeigt
mit einem Kurvenzug 39 den Signalverlauf des Differenzsignals
am Ausgang der Subtraktionsstufe 19. Der das Atem
zeitvolumen repräsentierende Extremwert ist in Fig. 2d
bei 41 durch einen Punkt dargestellt. Die Punkte 41
folgen, wie der Vergleich mit einer Kurve 43, die den
Verlauf eines im Atmungsweg gemessenen Atemzeitvolumens
zeigt, dem Verlauf der Kurve 43, wobei der besseren
Übersicht wegen die Kurve 43 invertiert ist. Ein ähnliches
Ergebnis wird erhalten, wenn anstelle der Größe der
Extremwerte bei 41 jeweils die Größe der zeitlichen
Änderung, d. h. der Steigung der nachfolgenden Signalflanke
des Differenzsignals ausgewertet wird. Anstelle des
zweiten Extremwerts 37 des Mittelungssignals in Fig. 2c
kann zur Bestimmung des Endes des Zeitfensters 33 auch
der auf den Extremwert 41 folgende zweite Extremwert 42
des Differenzsignals (Fig. 2d) ausgenutzt werden.
Der vorstehend erläuterte Herzschrittmacher erlaubt eine
belastungsabhängige Frequenzadaption, die im wesentlichen
von Störeinflüssen wie Formänderung und Bewegung unabhängig
ist. Es versteht sich, daß lediglich ein Beispiel für
die Art der Erfassung von Impedanz und EKG dargestellt
ist und auch andere Methoden angewandt werden können.
Wenngleich die einzelnen Funktionsstufen des Herzschritt
machers als konkrete Blöcke dargestellt sind, so werden
diese in der Praxis jedoch bevorzugt durch Programmroutinen
eines auf Mikroprozessorbasis aufgebauten Herzschritt
machers ausgebildet. Die Verarbeitung der Signale erfolgt
vorzugsweise auf digitaler Basis, so daß die von den
Elektroden 1, 7 gelieferten Signale durch Analog-Digital-
Wandler digitalisiert werden. Entsprechendes gilt für die
nachfolgend erläuterten Ausführungsbeispiele.
Die im folgenden erläuterten Ausführungsbeispiele der
Erfindung unterscheiden sich in erster Linie durch die
Art des auszuwertenden Informationssignals und die Aus
wertung des daraus erzeugten Differenzsignals. Gleichwirkende
Komponenten sind deshalb mit den Bezugszahlen der
Fig. 1 und 2 bezeichnet und zur Unterscheidung mit einem
Buchstaben versehen. Zur näheren Erläuterung wird auf die
Beschreibung der Fig. 1 und 2 bezug genommen.
Fig. 3 zeigt das Blockschaltbild eines frequenzadaptiven
Herzschrittmachers, der zur belastungsabhängigen Steuerung
der Stimulationsrate den abhängig von der Belastung
sich ändernden Beginn der Auswurfphase ermittelt. Ein
solcher Herzschrittmacher ist von der Art des Signalver
laufs zwischen Stimulation und Beginn der Auswurfphase
weitgehend unabhängig.
Die Komponenten 1a bis 21a und 25a bis 29a entsprechen
dem Ausführungsbeispiel der Fig. 1. Dementsprechend
erzeugen diese Komponenten ein Impedanzsignal gemäß Fig. 2b,
ein Mittelungssignal gemäß Fig. 2c und ein Differenz
signal gemäß Fig. 2d. Das von der Zeitfensterstufe 21a
festgelegte systolische Zeitfenster 33 wird jedoch nur
zur Auswertung des Zeitverhaltens des Differenzsignals
(Fig. 2d) ausgenutzt. Der Zeitpunkt t₀, zu dem der erste
Extremwert 41 des Differenzsignals auftritt, bezeichnet
den tatsächlichen Beginn der Auswurfphase, also einen
belastungsabhängigen Kontraktilitätsparameter. Die Aus
wertestufe 23a erfaßt den Zeitpunkt t₀ des ersten in dem
Zeitfenster 33 auftretenden Extremwerts 41 des Differenz
signals und triggert eine Steuerstufe 45, die ein dem
Zeitintervall T (Fig. 2d) zwischen dem Beginn des Fensters
33, d. h. dem ersten Extremwert 35 des Mittelungssignals,
und dem Zeitpunkt t₀ entsprechendes Steuersignal
an den Frequenzregler 5a liefert. Das Zeitintervall T
repräsentiert einen belastungsabhängigen Parameter und
nimmt mit wachsender Belastung ab. Die Steuerstufe 45
steuert deshalb den Frequenzregler 5a so, daß die Stimu
lationsrate mit abnehmendem Zeitintervall T wächst bzw.
mit wachsendem Zeitintervall abnimmt.
Fig. 4 zeigt eine Variante eines Herzschrittmachers, der
zur Frequenzadaption mit der P-Welle eines EKG-Signals
synchronisiert ist. Es hat sich gezeigt, daß die Volumen
änderung des Ventrikels aufgrund der Vorhofkontaktion
eine deutliche Änderung des Impedanzsignals während der
Diastole der Pulsperiode bewirkt. Diese Impedanzschwankung
läßt sich ohne Frequenzfilterung problemlos im
Differenzsignal feststellen und zur P-Wellen-Synchronisation
der Stimulationsrate ausnutzen. Die Komponenten 1b
bis 19b und 25b bis 29b des Herzschrittmachers gemäß Fig. 4
stimmen mit den Komponenten des Schrittmachers gemäß
Fig. 1 überein. Im Unterschied dazu legt jedoch die
Zeitfensterstufe 21b ein im diastolischen Bereich der
Pulsperiode liegendes Zeitfenster fest, welches beispiels
weise mit der T-Welle 47 des in Fig. 5a dargestellten
externen EKG-Signals beginnt und vor dem nächsten Stimu
lationsimpulss 49 endet. Die P-Wellen des EKG-Signals sind
in Fig. 5a bei 51 erkennbar und durch Pfeile hervorgehoben.
Wie das von dem Verstärker 9b erzeugte Impedanzsignal
in Fig. 5b zeigt, führen die P-Wellen zu Extremwerten
(ebenfalls hervorgehoben durch Pfeile), die nach
Subtraktion des von der Mittelungsstufe 17b erzeugten
Mittelungssignals (Fig. 5c) am Ausgang der Subtraktions
stufe 19b zu einer auf die P-Welle 51 folgenden starken
Änderung des Differenzsignals (Fig. 5d) bei 53 führt.
Pfeile 55 bezeichnen in Fig. 5d den Zeitpunkt des Auftretens
von P-Wellen. Die Auswertestufe 23b ist als Ver
gleichsstufe ausgebildet, die das Differenzsignal der
Subtraktionsstufe 19b mit einem aus einer Referenzstufe
57 zugeführten Schwellwertpegel 59 vergleicht. Über
schreitet das Differenzsignal innerhalb des durch die
Zeitfensterstufe 21b festgelegten diastolischen Zeitfensters
den Schwellwertpegel 59, so erzeugt sie ien Trigger
signal, das dem Frequenzregler 5b zugeführt wird. Die
Dauer des Zeitfensters wird durch den Abstand früher
erfaßter P-Wellen oder durch sonstige Methoden der Bela
stungsanalyse festgelegt. Der Frequenzregler 5b steuert
den Stimulationsimpulsgenerator 3b so, daß dieser nach
einem definierten Zeitintervall (AV-Verzögerung) einen
Stimulationsimpuls erzeugt. Das Verzögerungsintervall
kann von der Stimulationsrate abhängig sein, wird aber
bis zum nächsten Auftreten einer P-Welle beibehalten. Da
das Nullpotential des Impedanzsignals (Fig. 5b) und damit
auch das Nullpotential des Mittelungssignals und des
Differenzsignals schwanken kann, ist die Referenzsignal
stufe 57 so ausgebildet, daß sie selbsttätig den
vergleichsweise langsamen Nullpegelschwankungen des
Differenzsignals folgen kann.
Das von der Zeitsteuerstufe 21b festgelegte diastolische
Zeitfenster kann auch in anderer Weise als vorstehend
erläutert festgelegt werden. In einer bevorzugten Variante
spricht die Zeitfensterstufe 21b auf das Mittelungssignal
an und legt ein Zeitfenster fest, welches mit dem
zweiten auf den Stimulationsimpuls (49 in Fig. 5a) folgenden
Extremwert 61 des Mittelungssignals (Fig. 5c)
beginnt und kurz vor der festgelegten AV-Verzögerung
endet.
Fig. 6 zeigt ein Blockschaltbild eines herzdiagnostischen
Meßgeräts, das ebenfalls die Differenzbildung eines
Informationssignals und eines Mittelungssignals zur
Eliminierung pulsbezogener Signalanteile des Informations
signals ausnutzt. Das Meßgerät wertet ein von einem
intrakardialen Drucksensor 63 erzeugtes, blutdruckpropor
tionales Drucksignal zur Ermittlung des Puls-Schlagvolu
mens aus. Das Drucksignal wird über einen Meßverstärker
9c einer Mittelungsstufe 17c zugeführt, die das Drucksignal
pulsgetriggert mittelt, wie dies anhand der Kompo
nenten 9 bis 17 des Herzschrittmachers der Fig. 1 für ein
Impedanzsignal erläutert wurde. Die innerhalb eines
Frequenzfensters vorgegebener Breite erzeugten pulssynchronen
Triggersignale werden von einer der Stufe 13 ent
sprechenden Steuerstufe 13c erzeugt, die über einen EKG-
Verstärker 11c mit EKG-Elektroden 65, 67 verbunden sind.
Bei den EKG-Elektroden 65, 67 kann es sich um externe
EKG-Elektroden handeln; zumindest eine der Elektroden
kann jedoch zusammen mit dem Drucksensor 63 in einen
Herzkatheter integriert sein.
Das von der Subtraktionsstufe 19c erzeugte, der Differenz
zwischen Drucksignal des Verstärkers 9c und Mittelungssignal
der Mittelungsstufe 17c entsprechende Differenzsignal
wird zur Ermittlung des Schlagvolumens pro Puls nach
herkömmlichen Methoden, beispielsweise der Puls-Kontur-
Methode in einer Integrationsstufe 69 zeitabhängig inner
halb eines systolischen Zeitintervalls integriert. Fig. 7d
zeigt den Verlauf des Drucksignals am Ausgang des Ver
stärkers 9c. Das bei 71 eingezeichnete Zeitintervall fängt
mit dem Beginn der Auswurfphase bei 73 an und endet bei
75 mit dem Ende der Auswurfphase. Die zwischen der Kurve
des Drucksignals und der Verbindungslinie der Zeitfenster
kreuzungspunkte eingeschlossene, schraffiert darge
stellte Fläche 77 bezeichnet das von der Integrationsstufe
69 ermittelte Puls-Schlagvolumen.
Die Grenzen 73, 75 des systolischen Zeitintegrationsinter
valls werden von zwei Zeitsteuerstufen festgelegt. Eine
Steuerstufe 79 erfaßt den ersten auf die Stimulation,
beispielsweise die R-Welle 81 des EKG-Signals (Fig. 7a)
folgenden Extremwert der zeitlichen Änderung des von der
Mittelungsstufe 17c geliegerten Druck-Mittelungssignals
(Fig. 7b) und öffnet damit ein erstes Zeitfenster für
eine erste Extremwerterfassungsstufe 82, die ihrerseits
den ersten in diesem Zeitfenster auftretenden Extremwert
89 des Differenzsignals erfaßt. Der Zeitpunkt des ersten
Extremwerts des Differenzsignals bestimmt den Anfangszeit
punkt 73 der Integration. Eine auf das Mittelungssignal
ansprechende Maximalwert-Erfassungsstufe 83 stellt fest,
ob das Mittelungssignal sein Maximum überschritten hat
und startet ein zweites Zeitfenster, innerhalb dessen
eine auf das Differenzsignal der Subtraktionsstufe 19c
ansprechende zweite Extremwerterfassungsstufe 85 den
ersten auf das Maximum des Mittelungssignals folgenden
Extremwert des Differenzsignals der Subtraktionsstufe 19c
erfaßt. Fig. 7c zeigt das Differenzsignal; der von der
Erfassungsstufe 85 erfaßte Extremwert ist bei 87 darge
stellt und bezeichnet das Integrationsende 75.
Das Meßgerät erlaubt die Ermittlung des mittleren Puls-
Schlagvolumens mit Hilfe einer Mittelungsstufe 91 durch
Mittelwertbildung des Puls-Schlagvolumens. Alternativ
kann jedoch das mittlere Schlagvolumen auch durch eine
Integrationsstufe ähnlich der Integrationsstufe 69 ermittelt
werden, wenn der Integrationsstufe innerhalb des
Zeitfensters 71 nicht das Drucksignal, sondern, wie dies
durch eine Leitung 93 angedeutet ist, das Mittelungssignal
zugeführt wird. Die in Fig. 7b schraffiert einge
zeichnete Fläche 95 entspricht dem mittleren Puls-Schlag
volumen.
Wie an sich bekannt, kann aus dem mittleren Puls-Schlag
volumen durch Multiplikation mit der Stimulationsrate das
Herzzeitvolumen errechnet werden. Fig. 6 zeigt bei 97
eine das Herzzeitvolumen liefernde Multiplikationsstufe.
Dem Meßgerät der Fig. 6 sind ähnlich den vorstehend
erläuterten Herzschrittmachern Steuerschaltungen zugeordnet,
beispielsweise eine von einem Taktgenerator 25c
getaktete Steuerlogik 27c, die die Funktionen des Meßge
räts abhängig von in einem Speicher 29c gespeicherten
Programm Informationen steuert.
Es versteht sich, daß die in vorstehender Weise ermittelte
Schlagvolumeninformation auch zur belastungsabhängigen
Frequenzadaption eines Herzschrittmachers ausgenutzt
werden kann. Hierzu werden die schlagvolumenabhängigen
Informationen der Stufe 69 oder 91 zur Steuerung der
Stimulationsrate eines nicht näher dargestellten Stimula
tionsimpulsgenerators über einen Frequenzregler zugeführt.
Insbesondere kann das in vorstehender Weise ermittelte
Herzzeitvolumen zur Optimierrung der Stimulationsfrequenz
anpassung ausgenutzt werden.
Die vorstehenden Ausführungsbeispiele der Fig. 1, 3 und 4
wurden für die Auswertung eines Impedanzsignals beschrieben;
sie eignen sich auch für die Auswertung von im
Ventrikel gemessener Drucksignale. Analog dazu kann mit
Hilfe der Schaltung nach Fig. 6 auch ein Impedanzsignal
ausgewertet werden.
Claims (15)
1. Anordnung zur Ermittlung eines das Atmungsverhalten eines
Patienten repräsentierenden physiologischen Parameters aus
einem gemessenen, als Meßinformation die kardiale Impedanz
oder den kardialen Blutdruck enthaltenden Informationssignal,
insbesondere für die Steuerung der Frequenzadaption eines
Herzschrittmachers,
gekennzeichnet durch
erste Mittel (13, 17), die während Meßzeitabschnitten, in welchen die Pulsperiode des Informationssignals im wesent lichen konstant ist, ein Mittelungssignal erzeugen, dessen momentaner Signalwert einen Mittelwert aus im wesentlichen phasengleichen Signalwerten mehrerer Pulsperioden des Informationssignals repräsentiert,
zweite Mittel (19), die das Mittelungssignal vom gemessenen Informationssignal subtrahieren und ein Differenzsignal erzeugen,
dritte Mittel (21), die im systolischen Bereich der Puls periode ein Zeitfenster festlegen, das im wesentlichen mit dem ersten, im Systolenabschnitt der Pulsperiode auf die Stimulation folgenden Extremwert (35) des Mittelungssignals beginnt und im wesentlichen mit dem zweiten, in derselben Pulsperiode folgenden Extremwert (37) des Mittelungssignals oder des Differenzsignals endet, und
vierte Mittel (23), die als Maß für den physiologischen Parameter innerhalb des durch die dritten Mittel (21) festgelegten Zeitfensters die Größe des ersten, innerhalb des Zeitfensters auftretenden Extremwerts des Differenzsignals und/oder die Größe der zeitlichen Änderung der diesem Extremwert nachfolgenden Signalflanke des Differenzsignals ermitteln.
erste Mittel (13, 17), die während Meßzeitabschnitten, in welchen die Pulsperiode des Informationssignals im wesent lichen konstant ist, ein Mittelungssignal erzeugen, dessen momentaner Signalwert einen Mittelwert aus im wesentlichen phasengleichen Signalwerten mehrerer Pulsperioden des Informationssignals repräsentiert,
zweite Mittel (19), die das Mittelungssignal vom gemessenen Informationssignal subtrahieren und ein Differenzsignal erzeugen,
dritte Mittel (21), die im systolischen Bereich der Puls periode ein Zeitfenster festlegen, das im wesentlichen mit dem ersten, im Systolenabschnitt der Pulsperiode auf die Stimulation folgenden Extremwert (35) des Mittelungssignals beginnt und im wesentlichen mit dem zweiten, in derselben Pulsperiode folgenden Extremwert (37) des Mittelungssignals oder des Differenzsignals endet, und
vierte Mittel (23), die als Maß für den physiologischen Parameter innerhalb des durch die dritten Mittel (21) festgelegten Zeitfensters die Größe des ersten, innerhalb des Zeitfensters auftretenden Extremwerts des Differenzsignals und/oder die Größe der zeitlichen Änderung der diesem Extremwert nachfolgenden Signalflanke des Differenzsignals ermitteln.
2. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die
dritten Mittel (21; 21a) für die Festlegung des Beginns des
Zeitfensters die zeitliche Änderung des Mittelungssignals
ermitteln und das Zeitfenster nur dann starten, wenn die
zeitliche Änderung des dem Extremwert vorangehenden Mitte
lungssignals ein vorgegebenes Vorzeichen hat.
3. Anordnung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß
die vierten Mittel (23) einen Frequenzregler (5) eines
frequenzadaptiven Herzschrittmachers steuern, derart, daß mit
zunehmender Größe des Extremwerts bzw. der zeitlichen
Änderung des Differenzsignals die Pulsfrequenz zunimmt.
4. Anordnung zur Ermittlung eines physiologischen, den Beginn
der Auswurfphase repräsentierenden Parameters aus einem
gemessenen, als Meßinformation die kardiale Impedanz oder den
kardialen Blutdruck enthaltenden Informationssignal, ins
besondere für die Steuerung der Frequenzadaption eines
Herzschrittmachers,
gekennzeichnet durch
erste Mittel (13a, 17a), die während Meßzeitabschnitten, in welchen die Pulsperiode des Informationssignals im wesent lichen konstant ist, ein Mittelungssignal erzeugen, dessen momentaner Signalwert einen Mittelwert aus im wesentlichen phasengleichen Signalwerten mehrerer Pulsperioden des Informationssignals repräsentiert,
zweite Mittel (19a), die das Mittelungssignal vom gemessenen Informationssignal subtrahieren und ein Differenzsignal erzeugen,
dritte Mittel (21a), die in einem systolischen Bereich der Pulsperiode ein Zeitfenster festlegen, das im wesentlichen mit dem ersten, im Systolenabschnitt der Pulsperiode auf die Stimulation folgenden Extremwert (35) des Mittelungssignals beginnt und im wesentlichen mit dem zweiten, in derselben Pulsperiode folgenden Extremwert (37) des Mittelungssignals oder des Differenzsignals endet, und
vierte Mittel (23a, 45), die für das Erfassen eines den Beginn der Auswurfphase repräsentierenden Zeitpunkts der Pulsperiode innerhalb des durch die dritten Mittel (21a) festgelegten Zeitfensters den Zeitpunkt des ersten innerhalb des Zeitfensters auftretenden Extremwerts (41) des Differenz signals ermitteln.
erste Mittel (13a, 17a), die während Meßzeitabschnitten, in welchen die Pulsperiode des Informationssignals im wesent lichen konstant ist, ein Mittelungssignal erzeugen, dessen momentaner Signalwert einen Mittelwert aus im wesentlichen phasengleichen Signalwerten mehrerer Pulsperioden des Informationssignals repräsentiert,
zweite Mittel (19a), die das Mittelungssignal vom gemessenen Informationssignal subtrahieren und ein Differenzsignal erzeugen,
dritte Mittel (21a), die in einem systolischen Bereich der Pulsperiode ein Zeitfenster festlegen, das im wesentlichen mit dem ersten, im Systolenabschnitt der Pulsperiode auf die Stimulation folgenden Extremwert (35) des Mittelungssignals beginnt und im wesentlichen mit dem zweiten, in derselben Pulsperiode folgenden Extremwert (37) des Mittelungssignals oder des Differenzsignals endet, und
vierte Mittel (23a, 45), die für das Erfassen eines den Beginn der Auswurfphase repräsentierenden Zeitpunkts der Pulsperiode innerhalb des durch die dritten Mittel (21a) festgelegten Zeitfensters den Zeitpunkt des ersten innerhalb des Zeitfensters auftretenden Extremwerts (41) des Differenz signals ermitteln.
5. Anordnung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die
dritten Mittel (21a) für die Festlegung des Beginns des
Zeitfensters die zeitliche Änderung des Mittelungssignals
ermitteln und das Zeitfenster nur dann starten, wenn die
zeitliche Änderung des dem Extremwert vorangehenden Mitte
lungssignals ein vorgegebenes Vorzeichen hat.
6. Anordnung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die
vierten Mittel (23a, 45) ein im wesentlichen dem Zeitin
tervall zwischen dem Beginn der Ventrikelstimulation und dem
Zeitpunkt des ersten Extremwerts des Differenzsignals
entsprechendes Steuersignal erzeugen.
7. Anordnung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die
vierten Mittel (23a, 45) ein im wesentlichen dem Zeitin
tervall zwischen dem ersten auf die Stimulation folgenden
Extremwert (35) des Mittelungssignals und dem ersten Ex
tremwert (41) des Differenzsignals entsprechendes Steuer
signal erzeugen.
8. Anordnung nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, daß
die vierten Mittel (23a, 45) einen Frequenzregler (5a) eines
frequenzadaptiven Herzschrittmachers steuern, derart, daß mit
abnehmendem Zeitintervall die Pulsfrequenz steigt.
9. Anordnung zur Ermittlung eines die Vorhofkontraktion re
präsentierenden physiologischen Parameters aus einem ge
messenen, als Meßinformation die kardiale Impedanz oder den
kardialen Blutdruck enthaltenden Informationssignal, ins
besondere für die Steuerung der Frequenzadaption eines
Herzschrittmachers,
gekennzeichnet durch
erste Mittel (13b, 17b), die während Meßzeitabschnitten, in welchen die Pulsperiode des Informationssignals im wesent lichen konstant ist, ein Mittelungssignal erzeugen, dessen momentaner Signalwert einen Mittelwert aus im wesentlichen phasengleichen Signalwerten mehrerer Pulsperioden des Informationssignals repräsentiert,
zweite Mittel (19b), die das Mittelungssignal vom gemessenen Informationssignal subtrahieren und ein Differenzsignal erzeugen,
dritte Mittel (21b), die in einem diastolischen Bereich der Pulsperiode ein Zeitfenster festlegen, das im wesentlichen mit dem zweiten auf die Stimulation folgenden Extremwert (61) des Mittelungssignals oder des Differenzsignals oder im wesentlichen mit der T-Welle eines EKG-Signals beginnt und eine vorzugsweise von der Dauer der vorangegangenen Puls periode abhängige Zeitdauer hat, die so bemessen ist, daß das Zeitfenster vor der nächsten Stimulation endet, und
vierte Mittel (23b), die zur P-Wellen-Synchronisierung eines frequenzadaptiven Herzschrittmachers auf die Größe des Differenzsignals ansprechen und ein Triggersignal erzeugen, wenn das Differenzsignal innerhalb des durch die dritten Mittel (21b) festgelegten Zeitfensters einen vorgegebenen Schwellwert (59) überschreitet, wobei ein auf die Triggersignale ansprechender Frequenzregler (5b) eines Herzschritt machers die Stimulationsfrequenz so regelt, daß die Rate, mit der die Triggersignale auftreten, minimal wird.
erste Mittel (13b, 17b), die während Meßzeitabschnitten, in welchen die Pulsperiode des Informationssignals im wesent lichen konstant ist, ein Mittelungssignal erzeugen, dessen momentaner Signalwert einen Mittelwert aus im wesentlichen phasengleichen Signalwerten mehrerer Pulsperioden des Informationssignals repräsentiert,
zweite Mittel (19b), die das Mittelungssignal vom gemessenen Informationssignal subtrahieren und ein Differenzsignal erzeugen,
dritte Mittel (21b), die in einem diastolischen Bereich der Pulsperiode ein Zeitfenster festlegen, das im wesentlichen mit dem zweiten auf die Stimulation folgenden Extremwert (61) des Mittelungssignals oder des Differenzsignals oder im wesentlichen mit der T-Welle eines EKG-Signals beginnt und eine vorzugsweise von der Dauer der vorangegangenen Puls periode abhängige Zeitdauer hat, die so bemessen ist, daß das Zeitfenster vor der nächsten Stimulation endet, und
vierte Mittel (23b), die zur P-Wellen-Synchronisierung eines frequenzadaptiven Herzschrittmachers auf die Größe des Differenzsignals ansprechen und ein Triggersignal erzeugen, wenn das Differenzsignal innerhalb des durch die dritten Mittel (21b) festgelegten Zeitfensters einen vorgegebenen Schwellwert (59) überschreitet, wobei ein auf die Triggersignale ansprechender Frequenzregler (5b) eines Herzschritt machers die Stimulationsfrequenz so regelt, daß die Rate, mit der die Triggersignale auftreten, minimal wird.
10. Anordnung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die
vierten Mittel (21b, 23b, 57) fünfte Mittel (57) umfassen,
die ein selbsttätig dem Nullpegel des Mittelungssignals
folgendes Schwellwertsignal erzeugen.
11. Anordnung zur Ermittlung eines eine Schlagvolumeninformation
repräsentierenden physiologischen Parameters aus einem
gemessenen, als Meßinformation die kardiale Impedanz oder den
kardialen Blutdruck enthaltenden Informationssignal, ins
besondere für die Steuerung der Frequenzadaption eines
Herzschrittmachers,
gekennzeichnet durch
erste Mittel (13c, 17c), die während Meßzeitabschnitten, in welchen die Pulsperiode des Informationssignals im wesent lichen konstant ist, ein Mittelungssignal erzeugen, dessen momentaner Signalwert einen Mittelwert aus im wesentlichen phasengleichen Signalwerten mehrerer Pulsperioden des Informationssignals repräsentiert,
zweite Mittel (19c), die das Mittelungssignal vom gemessenen Informationssignal subtrahieren und ein Differenzsignal erzeugen,
dritte Mittel (79, 82, 83, 85), die in einem systolischen Bereich der Pulsperiode ein Zeitfenster festlegen, das im wesentlichen mit dem ersten, im Systolenabschnitt der Pulsperiode auf die Stimulation folgenden Extremwert des Differenzsignals beginnt und mit dem zweiten auf die Sti mulation folgenden Extremwert des Differenzsignals endet, und
vierte Mittel (69), die innerhalb eines durch das Zeitfenster festgelegten Integrationszeitintervalls durch Integration eine Schlagvolumeninformation aus dem Informationssignal oder dem Mittelungssignal berechnen.
erste Mittel (13c, 17c), die während Meßzeitabschnitten, in welchen die Pulsperiode des Informationssignals im wesent lichen konstant ist, ein Mittelungssignal erzeugen, dessen momentaner Signalwert einen Mittelwert aus im wesentlichen phasengleichen Signalwerten mehrerer Pulsperioden des Informationssignals repräsentiert,
zweite Mittel (19c), die das Mittelungssignal vom gemessenen Informationssignal subtrahieren und ein Differenzsignal erzeugen,
dritte Mittel (79, 82, 83, 85), die in einem systolischen Bereich der Pulsperiode ein Zeitfenster festlegen, das im wesentlichen mit dem ersten, im Systolenabschnitt der Pulsperiode auf die Stimulation folgenden Extremwert des Differenzsignals beginnt und mit dem zweiten auf die Sti mulation folgenden Extremwert des Differenzsignals endet, und
vierte Mittel (69), die innerhalb eines durch das Zeitfenster festgelegten Integrationszeitintervalls durch Integration eine Schlagvolumeninformation aus dem Informationssignal oder dem Mittelungssignal berechnen.
12. Anordnung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die
dritten Mittel (79, 82, 83, 85) die zeitliche Ableitung des
Mittelungssignals erfassen und zur Festlegung des Beginns des
Integrationszeitintervalls den ersten Extremwert des Diffe
renzsignals nach dem ersten Extremwert der zeitlichen
Ableitung des Mittelungssignals ermitteln.
13. Anordnung nach Anspruch 11 oder 12, dadurch gekennzeichnet,
daß die dritten Mittel (79, 82, 83, 85) das Maximum des
Informationssignals oder des Mittelungssignals erfassen und
das Integrationszeitintervall mit dem ersten auf das Maximum
folgenden Extremwert des Differenzsignals beenden.
14. Anordnung nach einem der Ansprüche 11 bis 13, dadurch
gekennzeichnet, daß Mittel (91) zur Berechnung eines mittleren
Schlagvolumens und Mittel (97) zur Berechnung eines
mittleren Herzzeitvolumens durch Multiplikation des mittleren
Schlagvolumens mit der Pulsfrequenz vorgesehen sind.
15. Anordnung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß
Mittel zur Optimierung des Stimulationsfrequenzbereichs eines
Herzschrittmachers aufgrund des errechneten Herzzeitvolumens
vorgesehen sind.
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Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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DE19914111505 DE4111505C2 (de) | 1991-04-09 | 1991-04-09 | Anordnung zur Ermittlung eines physiologischen Parameters aus einem kardialen Informationssignal |
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