DE4434098A1

DE4434098A1 - Verfahren und Schaltungsanordnung zur Ermittlung der kardialen Leistungsfähigkeit

Info

Publication number: DE4434098A1
Application number: DE4434098A
Authority: DE
Inventors: Thomas Dr Med Doerr
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1994-09-23
Filing date: 1994-09-23
Publication date: 1996-03-28

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren und eine Schal tungsanordnung zur Ermittlung der kardialen Leistungsfähig keit durch Bestimmung des Herzschlagvolumens. Es ist bekannt, das Schlagvolumen, d. h., diejenige Blutmenge, die während der Auswurfzeit zwischen Öffnen und Schließen der Aortenklappe geliefert wird, durch Impedanzmessungen bzw. durch Messung der Impedanzänderung zu bestimmen, wobei über mehrere Perioden gemittelt ein Wert für das Schlagvolumen geliefert wird.

Dieses Schlagvolumen kann sehr stark in Abhängigkeit von der körperlichen Belastung schwanken, beispielsweise von 50 bis 70 cm³ in Ruhe bis zu 200 cm³ bei schwerer Muskelarbeit. Zur Beurteilung der Leistungsfähigkeit eines gesunden Men schen wird häufig dieses Schlagvolumen oder auch das Minuten volumen herangezogen, d. h., das Volumen, das vom Herzen in einer Minute ausgeworfen wird. Bei Körperruhe werden vom Herzen 4 bis 6 l Blut ausgeworfen, während das Minutenvolu men bei starker Arbeit auf bis zu 30 l steigt.

Die Bestimmung der körperlichen Leistungsfähigkeit kann z. B. bei der Berufswahl oder für die sportliche Betätigung eine entscheidende Rolle spielen.

Die bisherigen Verfahren zur Schlagvolumenbestimmung waren mit Fehlern behaftet und lieferten Werte, die nicht reprodu zierbar und demgemäß auch nicht vergleichbar waren. Ein Ver gleich mit einem standardisierten Wert ist jedoch nur dann möglich, wenn wenigstens relative Schlagvolumenmessungen bei verschiedenen Menschen reproduzierbare Ergebnisse liefern. Die Schwierigkeit einer exakten, reproduzierbaren Messung bestand bei den bekannten Verfahren darin, daß der Zeitpunkt des Öffnens und der Zeitpunkt des Schließens der Aortenklappe nicht exakt bestimmt werden konnten, so daß sich durch vor zeitige oder nachzeitige Triggerung hohe prozentuale Fehler quoten ergaben.

Nicht möglich ist bei bekannten Verfahren somit die repro duzierbare Schlagvolumenbestimmung, wenn Aortenklappenschluß und/oder Aortenklappenöffnungszeitpunkt im Impedanzkardio gramm nicht sicher zugeordnet werden können. Als Ursachen kommen hierbei reduzierte Signalqualität und/oder atypische Signalkontur in Betracht. Bei gleichzeitiger Registrierung ermöglicht die Phonokardiographie als kardiales Biosignal eine zeitliche Zuordnung des Aortenklappenschlusses, detek tierbar zum Beginn des zweiten Herztones. Diese Methode er fordert jedoch einerseits völlige Bewegungslosigkeit des Patienten, andererseits völlige Ruhe der Umgebung. Dennoch gelingt auch unter den derart eingeschränkten Meßbedingungen phonokardiographisch selbst bei optimaler Kurvenbeschreibung "systembedingt" keine zeitliche Zuordnung der Aortenklappen öffnung.

Wenn bei bekannten impedanzkardiographischen Verfahren eine Messung des Schlagvolumens erfolgte, so war die Meßqualität entscheidend abhängig von der zuverlässigen Detektion von Öffnung und Schluß der Aortenklappe, einer "Conditio sine qua non" bei der Bestimmung der linksventrikulären Austrei bungszeit. Insbesondere bei Erkrankungen des Herzens mit diastolischer Relaxions- und systolischer Kontraktions störung ist eine Detektion des Aortenklappenschlusses im Impedanzsignal oft unzuverlässig, da der Aortenklappen schluß aus der Kontur des Impedanzkardiogramms zeitlich nicht sicher abgrenzbar ist. Die maximale systolische aortale Blutströmungsgeschwindigkeit (EVI) ist hingegen (verglichen mit der impedanzkardiographischen VET_IKG-Er mittlung) weit weniger anfällig gegenüber Meßfehlern und somit nahezu unter allen Umständen reproduzierbar meßbar.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, eine präzise Schlagvolumenbestimmung ohne Störungen bei höchster Reprodu zierbarkeit auch bei jenen Signalkonstellationen zu ermög lichen, in welchen die konventionelle Impedanzkardiographie durch fehlerhafte und/oder nicht reproduzierbare Auswurfzeit bestimmung versagt.

Gelöst wird die gestellte Aufgabe verfahrensmäßig durch die Gesamtheit der im Anspruch 1 oder Anspruch 2 angegebenen Merkmale. Ausgestaltungen des Verfahrens ergeben sich aus den Ansprüchen 3 bis 7.

Eine Schaltungsanordnung zur Durchführung des erfindungsge mäßen Verfahrens ergibt sich aus den Ansprüchen 8 bis 10.

Dadurch, daß gemäß der Erfindung die Blutströmungsgeschwin digkeit (EVI) sowie die linksventrikuläre Auswurfzeit (VET) genau bestimmt werden können (ggf. in einer zweiten Impedanz ableitung), läßt sich das Schlagvolumen exakt ermitteln, welches proportional dem Produkt aus VET und EVI ist. Mittels eines individuell zu errechnenden Proportionalitätsfaktors kann das Schlagvolumen und somit das Herzzeitminutenvolumen numerisch genau ermittelt werden. Die Auswurfzeit wird gemäß einer bevorzugten Ausführungsform dadurch erhalten, daß durch einen stark durchbluteten Körperteil, beispielsweise eine Fingerbeere oder das Ohrläppchen oder einen Nasenflügel Licht gesendet wird, welches nach Transmission in Abhängig keit der Pulswelle wechselnd stark absorbiert wird.

Das neue Verfahren der optoplethysmographisch gestützten Duplex-Impedanzkardiographie ermöglicht eine Detektion von Aortenklappenschluß und/oder Aortenklappenöffnungszeitpunkt aus der zusätzlichen IKG-Ableitung in Richtung des links ventrikulären Ausflußtraktes und/oder dem differenzierten Optoplethysmogramm, wenn das konventionelle IKG-Signal dies bezüglich versagt und stützt somit die Methode an ihrem empfindlichsten Schwachpunkt. Bei Patienten auf der Intensiv station ist oft ein arterieller Zugang in der Arteria radialis vorhanden zur Blutdruckmessung und Blutgasanalyse, so daß durch entsprechende Algorhithmen aus dem differenzierten Druck signal die linksventrikuläre Austreibungszeit artefaktunanfäl lig und reproduzierbar gemessen werden kann. Die intraindi viduell unterschiedliche Verzögerung des Drucksignals durch die Pulswellenlaufzeit kann in diesem Zusammenhang vernach lässigt werden, da nur der Absolutwert der linksventrikulären Auswurfzeit in die impedanzkardiographische Schlagvolumen berechnung einfließt.

Die Impedanzkardiographie erlaubt in Ruhe und unter Belastung eine Analyse der diastolischen- und systolischen-linksventri kulären Funktion. Das IKG-Funktionsprinzip beruht auf der Mes sung elektrischer Impedanzänderungen bzw. elektrischer Leit fähigkeitsänderungen.

1) Als plethysmographische Komponente ergibt sich durch die systolische Blutfüllung der elastischen Aorta im Rahmen der Windkesselfunktion ein deutliches "Speichervolumen"; die systolische Füllung mit relativ gut leitendem Blut erklärt die meßbare Impedanzänderung (Impedanzabnahme = Leitfähig keitszunahme), welche mit dem Schlagvolumen korreliert.
2) Eine strömungsbedingte Impedanzänderung (Impedanzabnahme !) ergibt sich durch die axiale Ausrichtung der Erythrozyten im systolisch deutlich beschleunigten aortalen Blutstrom; die axiale Erythrozytenausrichtung führt zu einer besseren Leit fähigkeit des Blutes, da der Strom weniger "Umwege" durch die als "Isolator" wirkenden Erythrozyten mit der isolierenden "Lipid-Bilayermembran" zurückzulegen hat und eher den direkten Weg über das elektrolytreiche Plasma nehmen kann.

Beide Phänomene wirken gleichgerichtet, d. h., systolische Füllung der Aorta bewirkt über beide Mechanismen eine Abnahme der thorakalen Impedanz, der jeweilige Anteil beider Phänomene als Ursache der Impedanzänderung ist bis heute ein reger Dis kussionspunkt, insgesamt scheint jedoch der plethysmographi schen Komponente die entscheidende Rolle zuzukommen.

Die gute Leitfähigkeit von Blut bzw. Blutplasma und Körper flüssigkeit erklärt die Impedanzänderungen bei entsprechenden intrathorakalen Blutvolumenverschiebungen. Eine computerge stützte Signalverarbeitung ermöglicht kontinuierlich und nichtinvasiv eine Signalanalyse der Echtzeit, wobei neben der Schlagvolumenbestimmung auch Aussagen über den thorakalen Flüssigkeitsstatus möglich sind. Die schnell und relativ ein fach durchführbare Messung ist beliebig oft wiederholbar, wo durch sich ein weites Anwendungsfeld eröffnet.

Die Erfindung ist daher mit Vorteil anwendbar für Eignungs prüfungen, Tauglichkeitsfeststellungen, eine Feststellung der Belastungsgrenze und für naturwissenschaftliche Einord nungsverfahren. Sie ist darüberhinaus jedoch auch für Unter suchungsverfahren anwendbar, die der Diagnose dienen und therapeutisch anwendbar sind. Als Beispiele hierfür seien genannt:

- Anästhesie
- Prä-, peri- und postoperatives Monitoring
- Kardiologie/Kinderkardiologie
- Kardiochirurgie, prä-/postoperativ
- Intensivmedizin
- Schrittmacheroptimierung (Vorhof/Kammersynchronisation, Frequenzoptimierung)
- Kardiomyopathie/Herzinsuffizienz; Klassifizierung - Medikation - Verlaufskontrolle
- Klinische Pharmakologie/Herz-Kreislaufforschung
- Hochdruckdiagnostik; Volumen-/Widerstandshochdruck, Therapieüberwachung
- Dialysemonitoring

Das Wesen der Erfindung besteht demnach darin, eine präzise, linksventrikuläre Funktionsanalyse mit nichtinvasiver Schlag volumenbestimmung bei höchster Reproduzierbarkeit erstmals auch bei jenen Signalkonstellationen zu ermöglichen, in wel chen die "reine" (konventionelle) Impedanzkardiographie durch fehlerhafte und/oder nicht reproduzierbare VET-Bestimmungen versagt. Dies wird ermöglicht durch die Kombination von optoplethysmographisch berechnetem aortalem Spitzenfluß (EVI).

Weiterhin erlaubt die optional optoplethysmographische Tig gerung auch bei Schrittmacherpatienten mit beliebigen Schritt machersystemen eine sichere Triggerung und Signalmittlung. Bisher kamen oft recht komplizierte Methoden zur Anwendung, um im EKG bestimmte Schrittmacherimpulse "ausblenden" zu kön nen und dadurch eine EKG-Triggerung zu ermöglichen.

Die Verwendung eines Effektivwertrechners in der Analogaus wertung des Impedanzkardiogramms anstelle der bisher verwen deten "Peak amplifier" mit bipolarer Spitzenwertgleichrich tung ermöglicht erstmals eine präzise Signalakquisition mit Erfassung des Impedanzsignals in einem Frequenzspektrum bis 250 Hz. Bisher verfügbare Systeme mit konventioneller Spitzen wertgleichrichtung sehen durchweg eine Frequenzbeschneidung durch einen 30 Hz-Tiefpaß vor. Diese Frequenzbeschneidung führt zu deutlichen Unterschätzungen der Schlagvolumenstei gerung bei Zunahme der Herzfrequenz und/oder des Schlag volumens. Weiterhin ist in derart übermäßig "verschliffenen" Impedanzsignalen oft eine präzise Detektion der markanten Signalpunkte für Aortenklappenöffnung und Schluß nicht ge geben.

In Verbindung mit einer später erläuterten integrativen Formel zur Schlagvolumenbestimmung ermöglicht die neuartige Signalaufbereitung über einen analogen Effektivwertrechner erstmals auch bei fehlender Detektion des Aortenklappenschlus ses eine rein impedanzkardiographische Messung linksventriku lärer Schlagvolumenina mit höchster Reproduzierbarkeit, konti nuierlich und nichtinvasiv.

Nachstehend werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand der Zeichnung beschrieben. In der Zeichnung zeigen

Abb. 1 zeigt eine schematische Darstellung der Elektrodenkonfiguration am Brustkorb eines Probanden;

Abb. 2 zeigt ein Blockschaltbild zur Aufnahme von Impedanzkardiogramm, Elektrokardiogramm und Optoplethysmo gramm;

Abb. 3 Originalregistrierungen, wie sie aus der Elektrodenanordnung gemäß Abb. 1 gewonnen werden;

Abb. 4 bis Abb. 12 weitere gemessene bzw. abgeleitete Kurven verläufe, welche die Verarbeitung der elektronischen Signale kennzeichnen und zur Ermittlung des Schlagvolumens ausgewertet werden.

Zur Aufzeichnung des Impedanzkardiogramms wird der Brustkorb des Probanden (Abb. 1) über zwei Punktelektroden mit Wechsel strom (100 kHz; I = konstant = 2mA_eff) gespeist [Elektro den SP1 in Abb. 2] (Basale Halsregion, rechts dorsolateral/ vordere Axillarlinie links, Höhe ca. 10.ICR oder tiefer). Über zwei weitere punktförmige Registrierelektroden (Basale Hals region, links dorsolateral/Medioclavikularlinie links in Höhe Xiphoid) wird IKG₁ und EKG₁ registriert [Elektroden RE 1 und RE 2 in Abb. 2]. Über zwei Zusatzelektroden (2. ICR rechts, medioclavikular oder in dorsaler Projektion auf dem Rücken/Herzspitze) wird ein weiteres EKG (EKG₂) und die Duplex-IKG-Ableitung (IKG₂) in Richtung des linksventriku lären Ausflußtraktes registriert. Gemäß dem Ohm′schen Gesetz ergibt sich für die thorakale Impedanz Z in der Ableitung IKG₁:

Z = U/I

Elektrokardiogramm und Impedanzkardiogramm werden nach AD- Wandlung digital gefiltert. Das differenzierte EKG dient standardmäßig als Triggersignal zur Signalmittlung nach dem Prinzip des ensemble signal averaging, d. h., zeitlich auf die R-Zacke des EKG bezogen werden alle Meßwerte addiert und durch die Anzahl der addierten Meßzyklen dividiert. Optional können auch IKG-Signale als Trigger zur Signalmittlung dienen. Ge mittelt wird über einen wählbaren Zeitintervall, wobei sich Mittlungsintervalle von 6 s bis 12 s bewährt haben. Aus dem digital gefilterten, differenzierten und signalgemittelten IKG₁ wird der maximale aortale Blutströmungsgeschwindigkeits index (EVI = ejection velocity index = -dZ/dt_max) als Spitzen wert im Punkt "E" (Ejektion) ermittelt (vgl. Abb. 4). Die links ventrikuläre Austreibungszeit (VET_IKG) kann statt in IKG₁ optional auch in IKG₂ ermittelt werden, wenn das IKG₁ keine zuverlässige Detektion von Öffnung und Schluß der Aortenklappe ermöglicht (vgl. Abb. 6). Die linksventrikuläre Austreibungs zeit (vgl. Abb. 4) beginnt an der schnellen Änderung der Steil heit (slope) vor dem Maximum (-dz/dt)_max im IKG-Signal (B- Punkt) und endet am ersten Kurvenminimum nach dem Nulldurch gang der Kurve (X-Punkt). Nach Detektion von Z₀, VET_IKG und (-dz/dt)_max im gemittelten Signal können Schlagvolumen und alle weiteren Parameter zur Objektivierung der linksventriku lären Funktion kalkuliert werden.

Über zwei weitere punktförmige Registrierelektroden (RE 1 und RE 2) wird die resultierende Wechselspannung über einen potentialfreien Differenzverstärker mit hochohmigem Eingang (FET-Eingangsstufen) abgeleitet. Am Ausgang dieses Differenz verstärkers wird das EKG über einen 250 Hz-Tiefpaß zur Eli mination der 100 kHz-Impedanzsignale ausgekoppelt und nach Pegelanpassung dem AD-Wandler des Rechners zugeführt.

Das IKG-Ausgangssignal des Differenzverstärkers wird nach Entkopplung des EKG-Signals über ein Hochpaß (2 kHz) dem Analog-Effektivwertrechner zugeführt, dessen Ausgangssignal nach Tiefpaßfilterung (anti Aliasing) und Pegelanpassung als Impedanzsignal (Z, ΔZ) dem AD-Wandler zugeführt wird.

Synchron zur EKG- und IKG-Registrierung wird ein Optoplethysmo gramm registriert. Hierzu werden Fingerbeere und/oder Ohrläpp chen durchleuchtet durch den ungepulsten Lichtstrom einer Infrarotleuchtdiode. Empfangsseitig wird über eine IR-Photo diode registriert. Die relativen Helligkeitsschwankungen korrelieren mit der Blutdruckamplitude. Alle registrierten Kanäle können, auch in Verbindung mit invasiven Druckmessun gen, der digitalen Signalverarbeitung mit EKG-getriggerter Signalmittlung zugeführt werden. Die Verarbeitung der elektro nischen Signale ergibt sich aus Abb. 2. Die elektronischen Signale werden einem Hochpaß, einem Verstärker und einem Tiefpaß zugeführt, von wo sie zum Analog-Digital-Wandler ge langen. Die Funktion der Schaltungsanordnung gemäß Abb. 2 ergibt sich aus den Signalbeispielen gemäß Abb. 3 bis 11.

Aus dem digital gefilterten und differenzierten IKG wird die maximale aortale Blutströmungsgeschwindigkeit (EVI = -dz/dt)_max im Punkt "E" (Ejektion) ermittelt (vgl. Abb. 4 und 11). Die impedanzkardiographisch ermittelte linksventrikuläre Austrei bungszeit (VET_IKG) beginnt an der schnellen Änderung der Steilheit ("slope") vor dem Maximum (-dZ/dt)_max im IKG- Signal (B-Punkt) und endet am ersten Kurvenminimum nach dem Nulldurchgang der Kurve (X-Punkt).

Aus dem digital gefilterten und differenzierten OPG wird die linksventrikuläre Austreibungszeit (VET_OPG) ermittelt (vgl. Abb. 7). Der Beginn der VET_OPG liegt am Nulldurchgang vor dem Maximum im differenzierten OPG-Signal und endet am Kurven minimum nach den Nulldurchgang der Kurve. Sind patientenspe zifisch nach dem Nulldurchgang des differenzierten OPG zwei nacheinandergelegene Minima in der Signalkontur vorhanden, so ist das Ende der VET_OPG durch den zweiten Nulldurchgang definiert.

Die Abb. 3 (Originalregistrierung) und 4 (Signalmittlung) zei gen IKG-Registrierungen mit einer IKG-Ableitung in Ruhe bei einem jungen Probanden. Die Signalkontur der Impedanzänderung (-ΔZ-Signal in Abb. 3) hat eine auffallende Ähnlichkeit mit einer Aortendruckkurve. Die ausgeprägten atemabhängigen Schwan kungen sind bedingt durch den in- und expiratorisch wechselnden elektrischen Widerstand des Lungengewebes. Die "Inzisur" im ΔZ-Signal ist weniger deutlich ausgeprägt als in Registrie rungen des Aortendruckes, aber dennoch abgrenzbar. Die diffe renzierte Kurve (-dZ/dt, Abb. 3/4) wird nachfolgend als IKG bezeichnet. Die systolische Ejektion des im linken Ventrikel elektrisch "isolierten" Blutes in die Aorta führt entspre chend dem oben Gesagten zu einer rapiden Leitfähigkeitszu nahme im Punkt "B" des IKG und somit zu einem zunehmend posi tiveren Ausschlag. Das Maximum der Kurve wird ca. 60 ms nach der Aortenöffnung erreicht und korreliert mit der maximalen Ejektionsgeschwindigkeit und der Menge des linksventrikulären Ejektates, so daß der Ausdruck EVI (ejection velocity index) für das Signalmaximum im Punkt "E" steht (Abb. 4). Das nachfol gende Minimum im Punkt "X" entspricht dem steilsten Abfall im -ΔZ-Signal bzw. dem steilsten Abfall im Aortendrucksignal und ermöglicht somit die Detektion des Aortenklappenschlusses. Gelegentlich läßt sich im Punkt "Y" der Schluß der Pulmonal klappe nachweisen (phonokardiographisch P2 in Abb. 5) und vom Aortenklappenschluß separieren (phonokardiographisch A2 in Abb. 5). Nach dem Aortenklappenschluß im Punkt "X" kommt es während der isovolumetrischen Relaxationsphase bei geschlosse ner Mitralklappe zu einer progredienten Volumenzunahme im linken Vorhof. Die dadurch bedingte Zunahme der thorakalen Leitfähigkeit führt zum Signalanstieg bis zum Maximum der (beim Gesunden nur diskret ausgeprägten) O-Welle, welche das Ende der isovolumetrischen Relaxationsphase abgrenzt (Abb. 4). Nach Mitralklappenöffnung kommt es durch den Abstrom von elektrisch gut leitendem Blut aus dem inzwischen prall ge füllten Vorhof in die elektrische Isolation des Ventrikels zu einer progredienten Leitfähigkeitsabnahme während der schnellen Füllungsphase. Diese Leitfähigkeitsabnahme doku mentiert sich in Form der negativen "F-Welle" (Abb. 4). Die F-Welle fällt phonokardiographisch mit dem dritten Herzton, dopplerechokardiographisch mit dem Maximum der schnellen Füllungsphase bzw. mit der E-Welle in der time-motion-Dar stellung zusammen. Im Anschluß an die F-Welle zeigt sich als Ausdruck der aktiven atrialen Füllung die negative "A-Welle" (Abb. 4). Nach Beendigung der Vorhofkontraktion ergibt sich durch die passiven elastischen Rückstellkräfte der Ventrikel muskulatur ein kurzer atrialwärts gerichteter Reflux, welcher zum Schluß der Mitralklappe führt und als "R-Welle" im IKG nicht immer klar abgrenzbar ist (Abb. 4). Die Ventrikelkon traktion wölbt die zu Beginn der isovolumetrischen Anspan nungsphase bereits aneinanderliegenden Mitralsegel leicht in den linken Vorhof hinein, so daß sich die "C-Welle" (analog der Nomenklatur atrialer Druckregistrierungen) auch impedanz kardiographisch meist klar abgrenzen läßt. Die isovolumetri sche Anspannungsphase geht am B-Punkt in die auxotonische Austreibungsphase über. Die Kontur des enddiastolischen Kurvenprofils (A-R-C-Komplex, unmittelbar vor dem B-Punkt) zeigt meist reproduzierbare Veränderungen in In- und Ex piration, deren Ursache bisher nicht eindeutig geklärt ist, jedoch sind diese Veränderungen nicht relevant zu der impe danzkardiographischen Schlagvolumenbestimmung (vgl. Abb. 3).

In Abb. 6 wurde zusätzlich zur konventionellen IKG-Ableitung (IKG₁) ein IKG in Richtung des linksventrikulären Ausfluß traktes abgeleitet (Duplex IKG = IKG₂). Die Duplex IKG- Ableitung erlaubt meist eine Detektion von Aortenklappen öffnung und -schluß, wenn in der Standard-IKG-Ableitung keine sichere Auswurfzeitbestimmung möglich ist (Abb. 6). Als goldene Referenz der Auswurfzeitbestimmung ist in Abb. 7 eine diffe renzierte invasive Druckregistrierung (A. radialis) darge stellt (dP/dt), ebenso das differenzierte Optoplethysmogramm (dOPG/dt, Finger), beide Kurven wurden zeitlich synchronisiert dargestellt, bezogen auf den Beginn der Aortenklappenöffnung im IKG2, d. h., mit Subtraktion der entsprechenden Pulswellen laufzeiten. Die Auswurfzeit wurde in der differenzierten Druck kurve ermittelt vom Nulldurchgang in der Phase des Druckan stiegs bis zum Minimum (zweites Minimum!) nach dem Nulldurch gang in der Phase des Druckabfalls. Die Messung in Abb. 7 zeigt die Übereinstimmung der VET-Bestimmung in IKG₂ (-dZ/dt), invasiver Druckmessung (dP/dt) und optoplethysmographischer Messung (dOPG/dt).

In den Originalregistrierungen von Optoplethysmogramm und in vasiver Druckmessung ist ohne Differenzierung die VET nur näherungsweise abgenzbar (Abb. 8, Originalregistrierung, alle Signale zeitsynchron), erst durch die Differenzierung der Signale läßt sich die VET durch den oben beschriebenen Algo rhitmus (Nulldurchgang in der Phase des Druckanstiegs bis zum Minimum nach dem Nulldurchgang in der Phase des Druckabfalls) sowohl im OPG des Ohrläppchens als auch im OPG der Fingerbeere erfassen (Abb. 9). In Abb. 10 sind zeitsynchron alle oben be schriebenen Verfahren zur Bestimmung der VET dargestellt mit IKG1, IKG2, dOPG/dt und invasiver Druckmessung (dP/dt).

Das Verfahren der optoplethysmographischen Auswurfzeitbestim mung ermöglicht weiterhin auch ohne Signalmittlung eine VET- Bestimmung, wie dies in einem Fall von intermittierendem AV- Block dargestellt ist (Abb. 11). Die Amplitude von dOPG/dt ermöglicht sogar eine Abschätzung relativer Schlagvolumen änderungen ohne zusätzliches Impedanzkardiogramm.

Als VET kann je nach Signalkontur VET_IKG oder VET_OPG einge setzt werden. Die konventionelle Impedanzkardiographie ana lysiert den Spitzenfluß EVI als (-dz/dt)_max punktuell im Punkt "E" (Ejektion) des differenzierten Impedanzsignals, d. h., alle Störsignale, welche dem Nutzsignal zum Zeitpunkt der Peak detektion überlagert sind, können zu einer entsprechenden Fehl abschätzung des EVI führen. Da dieser aortale Spitzenfluß in den konventionellen Formeln als direkt proportional zum kalkulier ten Schlagvolumen angegeben wird, ergeben sich entsprechende Fehlberechnungen des linksventrikulären Schlagvolumens mit re duzierter Reproduzierbarkeit. Weiterhin überschätzen die kon ventionellen Formeln der Impedanzkardiographie das Schlagvolu men, da der aortale Spitzenfluß als konstant während der gesam ten linksventrikulären Austreibungszeit angenommen wird.

Eine neue "Integrationsformel" ermöglicht rein impedanzkardio graphisch eine integrative Schlagvolumenbestimmung auch dann, wenn impedanzkardiographisch in der Signalkontur nur die Detek tion der Aortenöffnung, jedoch keine Detektion des Klappen schlusses möglich ist und kein OPG-Signal registriert wird (Abb. 12):

1) G_{ideal Männer} = (0,534·H)-17,36; G_{ideal Frauen} = (0,534·H) -27,36
2) ρ = spezifische Blutleitfähigkeit [Ohm·cm]; 135 Ohm·cm bei HKT von 40; Z in [Ohm]; Längen in [cm]; G = Gewicht in [kg]
3) L = Abstand der inneren Elektroden (Halsansatz bis Xiphoid) [cm]

Die Besonderheit dieser neuen "Integrationsformel" liegt in der extrem guten intraindividuellen Reproduzierbarkeit der Schlagvolumenbestimmung. Dies ist dadurch zu erklären, daß un systematische Fehler, welche das gemittelte Signal statistisch gesehen "zufallsverteilt" überlagern, durch den nachfolgenden "Integrationsprozeß" weniger die Reproduzierbarkeit reduzie ren als bei konventionell punktueller "Peakdetektion". Weiter hin wird das Schlagvolumen nicht vereinfachend über die kom plette VET als konstanter Spitzenfluß angenommen, wie dies bei den konventionellen Formeln mit Überschätzung des Schlagvolu mens der Fall ist.

Claims

1. Verfahren zur Ermittlung der kardialen Leistungs fähigkeit durch Bestimmung des Herzschlagvolumens, bei welchem

- die zeitlichen Impedanzänderungen des in der Aorta während der Auswurfzeit strömenden Blutes gemessen werden,
- impedanzkardiographisch der aortale Spitzenfluß (EVI) berechnet wird und
- in Kombination hiermit die durch ein Optoplethysmo gramm gewonnene linksventrikuläre Auswurfzeit (VET) eingegeben wird.

2. Verfahren zur Ermittlung der kardialen Leistungs fähigkeit durch Bestimmung des Herzschlagvolumens, bei welchem

- die zeitlichen Impedanzänderungen des in der Aorta während der Auswurfzeit strömenden Blutes gemessen werden,
- impedanzkardiographisch der aortale Spitzenfluß (EVI) berechnet wird und
- in Kombination hiermit die aus einer differenzierten invasiven Druckmessung gewonnene linksventrikuläre Auswurfzeit (VET) eingegeben wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zur optoplethysmographischen Triggerung ein stark durchbluteter Körperteil (z. B. Ohrläppchen, Fingerbeere) durchleuchtet wird und daß die relativen Heilig keitsschwankungen mit der Blutdruckamplitude korreliert werden.

4. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die linksventrikuläre Auswurfzeit (VET) durch eine Duplexanordnung impedanzkardiographisch be stimmt wird, wobei die zweite Impedanzableitung nur der Be stimmung der Auswurfzeit dient und optional die Auswurfzeit auch aus dem differenzierten Optoplethysmogramm erfolgen kann.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß eine integrative Schlagvolumen bestimmung unter Verwendung der nachstehenden Formel erfolgt: wobei:G_{ideal Männer} = (0,534·H)-17,36; G_{ideal Frauen} = (0,534·H)-27,36
ρ = spezifische Blutleitfähigkeit [Ohm·cm]; 135 Ohm·cm bei HKT von 40; Z in [Ohm]; Längen in [cm]; G = Gewicht in [kg]
L = Abstand der inneren Elektroden (Halsansatz bis Xiphoid) [cm]

6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß in der Analogauswertung des Impedanzkardiogramms ein Effektivwertrechner zur Signal akquisition benutzt wird.

7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß zusätzlich die Herzströme in einem Elektrokardiogramm registriert, digitalisiert und in Kombi nation mit digitalisierten Impedanzkardiogrammsignalen ausge wertet werden.

8. Schaltungsanordnung zur Durchführung des Verfahrens gemäß Anspruch 1 oder 2, mit den folgenden Merkmalen:

- ein Sinuswellengenerator liefert ein Signal mit einem Strom mit einem Effektivwert von ca. 2 mA bei einer Frequenz von ca. 100 kHz, das an den Thorax angelegt wird,
- Detektoren erfassen die Impedanzwerte,
- ein Triggersignalgeber liefert Signale, die die Impedanzmeßperioden definieren.

9. Schaltungsanordnung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß dem Verstärkerausgang eines IKG- und EKG-Detektors ein IKG-Hochpaß, ein Effektivwertrechner und ein A/D-Wandler und parallel hierzu ein EKG-Tiefpaß mit A/D-Wandler nachgeschaltet sind.

10. Schaltungsanordnung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß zur optoplethysmographischen Messung ein Infrarotsender und ein Infrarotempfänger mit nach geschaltetem Hochpaß, einem OPG-Verstärker, einem Tiefpaß und einem A/D-Wandler vorgesehen sind.