DE4111505C2 - Anordnung zur Ermittlung eines physiologischen Parameters aus einem kardialen Informationssignal - Google Patents

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.

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.

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.

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.

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.