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Die
Erfindung betrifft die „aktiven
implantierbaren medizinischen Vorrichtungen", wie sie in der Richtlinie 90/385/EWG
vom 20. Juni 1990 des Rates der Europäischen Gemeinschaften definiert
sind, genauer gesagt die Herzschrittmachervorrichtungen, Defibrillatoren
und/oder Kardioverter, die es erlauben, zur Behandlung von Herzrhythmusstörungen an das
Herz elektrische Impulse geringer Energie abzugeben.
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Sie
kann vorteilhafterweise insbesondere die sog. „Multisite"-Prothesen betreffen, bei welchen Elektroden
an einer Mehrzahl von jeweiligen getrennten Sitzen angeordnet sind,
die wenigstens einen Herzkammersitz und einen Herzvorhofsitz umfassen. Es
kann sich um eine Prothese vom Typ „Doppelkammer" (rechte Herzvorhofstimulation
und rechte Herzkammerstimulation) oder, meistens, „Dreifachkammer" (rechte Herzvorhofstimulation
und doppelte Herzkammerstimulation) oder „Vierfachkammer" (doppelte Herzvorhofstimulation
und doppelte Herzkammerstimulation) handeln.
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Die
Steuerung der Stimulation bringt die fortwährende Anpassung verschiedener
Parameter, wie beispielsweise die Frequenz der Stimulation, die
atrio-ventrikuläre
Verzögerung
(AVV) oder auch die interventrikuläre Verzögerung im Falle einer biventrikulären Stimulation,
mit sich. Diese verschiedenen Parameter werden in Abhängigkeit
von von Sensoren gelieferten Signalen angepasst, beispielsweise
dem Atemminutenvolumen (AMV), welcher ein Faktor ist, der für die augenblicklichen
Stoffwechselbedürfnisse des
Patienten repräsentativ
ist.
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Ein
anderer Faktor, dessen Kenntnis wünschenswert sein kann, ist
das Herzminutenvolumen, denn es ist möglich, ganz besonders bei einem
Multisite-Stimulator, eine Angabe über diesen Durchsatz und folglich
der Auswurffraktion zu erhalten, welcher der hämodynamische Referenzparameter
zur Optimierung der Stimulation an den verschiedenen Sitzen ist.
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Die
EP-A-1 116 497 (ELA Médical)
beschreibt einen Weg der Durchführung
einer dynamischen Bioimpedanzmessung, die es ermöglicht, die diastolischen und
systolischen Volumina zu bestimmen, und so eine Angabe über das
Herzminutenvolumen und folglich die Auswurffraktion zu erhalten. Das
erhaltene Signal kann verwendet werden, um die Herzfrequenz und/oder
die atrio-ventrikuläre
Verzögerung
in Richtung der Maximierung des Durchsatzes zu steuern. Es ist ebenfalls
möglich,
den so gemessenen Parameter zur Steuerung der interventrikulären Verzögerung zu
verwenden, im Falle einer biventrikulären Stimulation.
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Genauer
gesagt beschreibt dieses Dokument eine Technik der Messung der transvalvulären Bioimpedanz
(zwischen Herzvorhof und Herzkammer, die auf der gleichen Seite
des Herzens liegen) durch eine tripolare Anordnung, mit Einleitung
eines Stromimpulses zwischen einem Herzvorhofsitz und einem Herzkammersitz,
und Erfassung eines Spannungsunterschiedes zwischen einem Herzvorhofsitz und
einem Herzkammersitz, wobei einer der Sitze der Einleitung und der
Erfassung gemein ist, ein Sitz der Einleitung eigen ist und ein
Sitz der Erfassung eigen ist. Der eingeleitete Stromfluss ist ein
Stromfluss von geringer Amplitude, der nicht ausreicht, um die Herzzellen
zu erregen.
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Die
EP-A-1 138 346 (ELA Médical)
beschreibt einen anderen Typ der Messung der Bioimpedanz, die eine
transseptale Bioimpedanz ist, d.h. zwischen einem auf einer Seite
des Herzens liegenden Sitz und einem auf der anderen Seite des Herzens
liegenden Sitz. Diese Technik ermöglicht es weiterhin, einen
für die
Auswurffraktion repräsentativen
Wert auszugeben, wenn auch das Signal schwächer ist als im Falle der Messung
einer transvalvulären
Bioimpedanz und ebenfalls durch die Eigenimpedanz des Gewebes der
Scheidewand beeinflusst wird.
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Eines
der Ziele der vorliegenden Erfindung ist es, diese intrakardiale
Impedanzmessung zu verwenden, um unter vorab etablierten standardisierten Bedingungen
eine für
die langfristige Entwicklung des Herzminutenvolumens des Patienten
repräsentative
Kennzahl zu bestimmen.
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Diese
Kennzahl (im Folgenden „durchschnittliche
hämodynamische
Kennzahl"), die
in regelmäßigen Abständen, beispielsweise
täglich,
bestimmt wird, kann in der Vorrichtung zur späteren Verwendung durch einen
Praktiker zu diagnostischen Zwecken gespeichert werden.
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Die
Erfinder haben in der Tat herausgefunden, dass unter strikten Bedingungen
bezüglich
der Zeit, des Herzminutenvolumens und des Zustands des Steuerungssensors,
mit welchem die Vorrichtung versehen sein kann, die täglichen
Veränderungen der
durchschnittlichen hämodynamischen
Kennzahl, die durch Messung der intrakardialen Bioimpedanz erhalten
werden, repräsentativ
für die
Entwicklung des Zustands der rechten Herzhälfte des Patienten sind. Diese
Veränderungen
spiegeln ebenfalls in indirekter Weise wider, was mit den Lungen,
der linken Herzhälfte
und dem mit Sauerstoff versorgten Gewebe des Patienten passiert,
wegen der allgemeinen Auswirkungen, die der Blutdurchsatz in der
rechten Herzhälfte
auf den Organismus hat.
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So
kann der Praktiker im Falle eines Doppelkammerstimulators, wenn
die Entwicklung der durchschnittlichen Kennzahl eine Verschlechterung
des hämodynamischen
Zustands des Patienten aufdeckt, aber die Herzaktivität zufrieden
stellend bleibt, eine Lungeninsuffizienz vermuten.
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Die
Erfindung ermöglicht
es ebenfalls, eine frühzeitigere
Diagnose der Herzinsuffizienz zu erstellen und/oder Vergleiche des
hämodynamischen
Zustands des Patienten unter sich wiederholenden und gut bestimmten
Bedingungen anzustellen, unter Veränderung des Betriebsmodus der
Vorrichtung: Man kann so in Betracht ziehen, wenn der Patient unter keiner
beträchtlichen
Herzstörung
leidet, während einer
Woche tägliche
Bioimpedanzmessungen im stimulierten Modus durchzuführen, und
sodann während
einer Woche im nicht-stimulierten Modus (so dass man den spontanen
natürlichen
Rhythmus sich ausdrücken
lässt),
um daraufhin die beiden Messserien zu vergleichen, um die Richtigkeit
und die Effizienz einer ständigen
Stimulation zu beurteilen.
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Zu
diesem Zweck schlägt
die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung vom allgemeinen Typ vor, der
durch die vorzitierte EP-A-1 116 497 bekannt ist, mit wenigstens
einem Herzkammersitz und einem Herzvorhofsitz, und Mitteln, um ein
Signal intrakardialer Impedanz abzugeben, das mit dem augenblicklichen
Blutdurchsatz korreliert, wobei diese Mittel durch Einleitung eines
Stromflusses und Erfassung eines Spannungsunterschiedes an jeweiligen
Anschlüssen
einer Anordnung der Sitze arbeiten.
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Erfindungsgemäß ist diese
Vorrichtung durch Mittel zur periodischen Bestimmung, auf der Grundlage
des Impedanzsignals, einer durchschnittlichen hämodynamischen Kennzahl, welche
unter vorbestimmten Messbedingungen über mehrere Zyklen ermittelt
wird, gekennzeichnet, wobei diese Mittel Folgendes umfassen: Kontrollmittel,
um nachzuprüfen,
dass der Zustand des Patienten und der Vorrichtung einer Mehrzahl
von Kriterien entspricht, die vorbestimmte Messbedingungen definieren,
und um die Bestimmung der Kennzahl zu hemmen, wenn diese Kriterien
nicht erfüllt
sind; Messmittel, um eine Mehrzahl von Proben des Impedanzsignals
während der
Dauer der Systole eines Herzzyklus aufzunehmen; Integriermittel,
um anhand der Proben eine Größe festzustellen,
die für
das während
der Dauer dieser Systole ausgeworfene Blutvolumen repräsentativ
ist; und Berechnungsmittel, um die durchschnittliche hämodynamische
Kennzahl anhand einer Mehrzahl der Größen zu ermitteln, die sukzessiv durch
die Integriermittel über
eine Mehrzahl von Herzzyklen bestimmt werden.
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Vorteilhafterweise
umfassen die Messmittel Mittel, um den Augenblick des Beginns einer
Systole durch Erfassung eines vorbestimmten Herzkammerereignisses zu
bestimmen, und um das Ende dieser Systole zu bestimmen, wenn das
Impedanzsignal während
desselben Herzzyklus ein Maximum erreicht, wobei die Integriermittel
insbesondere Mittel umfassen können,
um die repräsentative
Größe des ausgeworfenen
Blutvolumens durch Ermittlung der Vergrößerung der Fläche des
Impedanzsignals zwischen dem Augenblick des Beginns und dem Augenblick
des Endes der Systole zu bestimmen.
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Die
Berechnungsmittel können
insbesondere Mittel umfassen, um die hämodynamische Kennzahl durch
Mittlung der sukzessiven Werte der repräsentativen Größen, gewichtet
durch die Dauer der diesen Größen zugeordneten
Systolen, zu bestimmen.
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Vorzugsweise
sind die Mittel zur Abgabe des intrakardialen Impedanzsignals Mittel,
um ein Zwischenklappen-(Transvalvulär)-Impedanzsignal abzugeben,
wobei diese Mittel durch Einleitung eines Stromflusses zwischen
einem Vorhofsitz und einem Kammersitz, die sich auf derselben Seite
des Herzens befinden, und Erfassung eines Spannungsunterschieds
zwischen einem Herzvorhofsitz und einem Kammersitz, die sich ebenfalls
auf dieser selben Seite des Herzens befinden, arbeiten.
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Die
Kontrollmittel können
insbesondere Mittel umfassen, um Folgendes nachzuprüfen:
- – dass
die gegenwärtige
Uhrzeit sich innerhalb eines vorbestimmten Zeitfensters befindet;
- – dass
das Kammerereignis und das Vorhofereignis, welche dem gegenwärtigen Herzzyklus
zugeordnet sind, ein Ereignispaar eines erwarteten vorbestimmten
Typs bilden;
- – dass
die dem gegenwärtigen
Zyklus zugeordnete Herzfrequenz zwischen zwei vorbestimmten Grenzwerten
liegt;
- – dass
ein Steuerungssensor der Vorrichtung einen vorbestimmten Zustand
des Patienten anzeigt; und/oder
- – dass
eine vorbestimmte Anzahl vorhergehender Herzzyklen aufeinander gefolgt
sind, bei welchen der Zustand des Patienten und der Vorrichtung der
Reihe an vorgenannten Kriterien entsprach.
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Es
wird nun ein Ausführungsbeispiel
der Erfindung mit Bezug auf die angefügten Zeichnungen beschrieben.
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1 ist
ein Zeitdiagramm, welches die Entwicklung des intraventrikulären Herzdrucks
und der transvalvulären
Bioimpedanz während
zweier aufeinander folgender Herzzyklen angibt.
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2 ist
ein Zeitdiagramm, das zeigt, auf welche Weise sich die Bioimpedanz
während
eines Herzzyklus entwickelt, und bei welcher man die verschiedenen
Abtastungen und Messungen durchführt, die
zur Durchführung
der Erfindung erforderlich sind.
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3 ist
ein Ablaufdiagramm, welches die verschiedenen Schritte bei der Durchführung der
Erfindung ausführt.
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In 1 veranschaulicht
die mit P bezeichnete Kurve die zeitliche Entwicklung des Herzdrucks in
der rechten Herzkammer, mit Abfolge der systolischen und diastolischen
Phasen des Herzrhythmus.
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Während der
Systole steigt der Druck rasch an und stabilisiert sich dann um
seinen Maximalwert herum, wobei dieses Plateau der Kurve dem Beginn der Öffnung der
Klappen entspricht. Die Kammern leeren sich anschließend während der
Dauer der Diastole, bis zum darauf folgenden ventrikulären Ereignis,
sei es spontan (Ereignis R) oder stimuliert (Ereignis V). Die Dauer
eines Herzzyklus wird als dasjenige Zeitintervall definiert, das
zwei aufeinander folgende spontane oder stimulierte Herzkammer-(Ventrikulär)-Ereignisse
trennt.
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Auf
diesem selben Zeitdiagramm sind die Veränderungen der intrakardialen
Impedanz Z verzeichnet, in diesem Beispiel die transvalvuläre Impedanz
(die einer transseptalen Impedanz vorgezogen wird, aus den oben
angegeben Gründen),
und man sieht, dass die Veränderungen
dieser transvalvulären Impedanz
Z eng mit den Veränderungen
des Herzdrucks korrelieren. Insbesondere weist die Kurve der transvavlulären Impedanz
ein Maximum auf, das exakt dem Ende der ventrikulären Systole
entspricht, das man dementsprechend auf diese Weise leicht erfassen
kann (das Ende der ventrikulären
Systole entspricht dem Zustand maximaler Kontraktion, also dem Zustand,
bei dem das Blutvolumen am geringsten ist, was einen hohen Wert
der transvalvulären
Impedanz zur Folge hat).
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Mit
Bezug auf die 2, welche die Veränderung
der transvalvulären
Impedanz Z während
eines Herzzyklus von Dauer Ti (eine Dauer,
die, wie oben angegeben, als das Zeitintervall definiert ist, das
zwei ventrikuläre
Ereignisse R oder V trennt) veranschaulicht, schlägt die Erfindung
vor, das während der
systolischen Phase dieses i-ten Zyklus ausgeworfene Volumen anhand
der Veränderungen
der Impedanz Z zu bestimmen.
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Dieses
Volumen ist proportional (abgesehen von einem konstanten Faktor,
von dem abgesehen wird) zur gestrichelten Fläche Vi in
der 2, d.h. zur Vergößerung der unter der Impedanzkurve
Z befindlichen Fläche,
wobei diese Vergrößerung einerseits zwischen
dem Beginn des Herzzyklus (wenn die Vorrichtung das Auftreten des
ventrikulären
Ereignisses R oder V erfasst) und andererseits dem Ende der Systole,
welches durch den Wechsel der Änderungsrichtung
der Impedanzkurve Z (Maximum M) erfasst wird, gezählt wird.
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Diese
Fläche
Vi kann durch Integrierung des Signals Z
anhand von aufeinander folgenden Proben (Abtastwerten) Zij bestimmt werden, die zwischen dem Augenblick
des Beginns des Herzzyklus (Probe Zi0) und
dem Punkt, an welchem die Impedanzkurve ihr Maximum erreicht (Probe
Zin) aufgenommen werden.
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Das
Volumen Vi und die Dauer Ti des
zugeordneten Zyklus werden es dementsprechend auf eine Weise, die
weiter unten angegeben werden wird, erlauben, eine hämodynamische
Kennzahl Di zu berechnen, die diesem i-ten
Zyklus zugeordnet ist. Dieser Vorgang, der über eine vorbestimmte Anzahl an
Zyklen wiederholt wird, erlaubt es, eine durchschnittliche hämodynamische
Kennzahl Dmittel erhalten, die sodann in
der Vorrichtung zur späteren
Verwendung durch den Praktiker oder durch eine angemessene Analysesoftware
gespeichert wird.
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Das
Ablaufdiagramm der 3 veranschaulicht die diversen
Schritte der Durchführung
der Erfindung.
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Wie
es angegeben wurde, versucht man, eine hämodynamische Kennzahl unter
wiederkehrenden und gut bestimmten Bedingungen zu bestimmen, und
dies bei regelmäßigen Intervallen
(beispielsweise täglich),
um so in der Lage zu sein, anschließend deren langfristige Entwicklung
beurteilen zu können.
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Es
ist dementsprechend vor jeder Messung erforderlich zu prüfen, dass
diese besonderen Bedingungen auch wirklich alle erfüllt sind,
und während der
gesamten Messung beibehalten werden.
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Nach
Initialisierung der verschiedenen Parameter des Algorithmus (Schritt 10),
stellt dieser als erstes fest, ob die gegenwärtige Uhrzeit ja oder nein dem
vorbestimmten Zeitfenster entspricht, während welchem die Messung durchgeführt werden
muss (Schritt 12). Man kann z.B. die Vorrichtung so programmieren,
dass die Messung während
einer Phase durchgeführt
wird, bei der man ungefähr
sicher ist, dass der Patient sich ausruht und sich in einem physiologischen
Zustand befindet, der von einem Tag auf den anderen vergleichbar
ist, indem man beispielsweise ein Zeitfenster definiert, das zwischen
Mitternacht und drei Uhr morgens liegt.
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Für eine Beschreibung
der Mittel, die es ermöglichen,
diese Ruhephasen zu bestimmen, kann z.B. auf die EP-A-0 719 568
(ELA Médical)
verwiesen werden, welche die Erfassung von Ruhephasen anhand eines
von einem physiologischen Sensor stammenden Signals beschreibt,
wie beispielsweise ein Sensor des Atemminutenvolumens, oder auf
die EP-A-0 750 920 (ELA Médical),
wo der physiologische Sensor mit einem Aktivitätssensor, wie beispielsweise
einem Beschleunigungssensor, kombiniert wird, um die Spezifität der Erfassung
zu erhöhen,
oder auch auf die EP-A-1 317 943 (ELA Médical), welche die Erfassung
von Ruhephasen beschreibt, mit dem Ziel der Bestimmung eines Schlafzustandes
des Patienten.
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Wenn
dieses erste Kriterium verifiziert ist, betrachtet der Algorithmus
anschließend,
ob, wenn ein ventrikuläres
Ereignis erfasst wird, dieses auch wirklich dem erwarteten Ereignistyp
entspricht (Schritt 14).
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In
der Tat, insoweit als die Stimulation die Hämodynamik des Patienten verändert, muss
der Rhythmus für
alle Zyklen, bei welchen die Messung durchgeführt wird, von der gleichen
An sein. Dieser Parameter kann zwischen vier möglichen Rhythmen ausgewählt werden:
P-R, P-V, A-R oder A-V (wobei P und A jeweils spontane und stimulierte
Herzvorhofereignisse bezeichnen, und R und V jeweils spontane und
stimulierte Herzkammerereignisse bezeichnen).
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Der
Algorithmus betrachtet dann, ob die Frequenz f des Herzrhythmus
zwischen zwei vorbestimmten Grenzwerten fmin und
fmax liegt, zwischen welchen der derzeitige
Zyklus als auswertbar zum Zwecke der Berechnung der hämodynamischen Kennzahl
betrachtet werden kann (Schritt 16). Zum Beispiel definiert
man, dass die Frequenz f zwischen 60 und 65 cpm liegen muss, oder
zwischen 60 und 70 cpm, oder jeglicher anderer recht enger Wertebereich,
der von der eigenen Physiologie des Patienten abhängt.
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Der
darauf folgende Schritt (Schritt 18) besteht darin, nachzuprüfen, dass,
in dem Fall, in welchem die Vorrichtung mit einem oder mehreren
Steuerungssensoren versehen ist, diese sich in einem vorbestimmten
Zustand befindet, beispielsweise ein Zustand, der eine Ruhephase
definiert.
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Der
Algorithmus prüft
sodann (Schritt 20), dass die verschiedenen Kriterien,
die soeben ausgeführt
wurden, alle gemeinsam während
einer Anzahl N1 an aufeinander folgenden
Herzzyklen, beispielsweise N1 = 10 aufeinander
folgende Zyklen, verifiziert wurden. Im entgegen gesetzten Fall
wird ein Zyklenzähler
inkrementiert (Schritt 22) und die Tests der Schritte 12 bis 18 werden
reiteriert.
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Ansonsten,
d.h., wenn die Stabilitätskriterien über mindestens
N1 aufeinander folgende Zyklen verifiziert
wurden, ist die Vorrichtung bereit, mit der Aufnahme der Impedanz
und der Verarbeitung der aufzunehmenden Werte zu beginnen.
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Der
erste Schritt besteht darin, die Impedanzproben Zij aufzunehmen
und den veränderlichen Wert
der Impedanzkurve zu integrieren, um so die Fläche Vi zu
bestimmen, die weiter oben mit Bezug auf die 2 definiert
wurde (Schritt 24), bis zur Erfassung des Maximums M.
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Der
Algorithmus wartet dann auf das nächste Herzereignis, wobei er
nachprüft
(Schritt 26), dass dieses auch wirklich dem vorbestimmten
Rhythmustyp entspricht (P-R, P-V, A-R oder A-V).
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Im
negativen Fall wird die Messung nicht beibehalten, sie wird beim
nächsten
Zyklus erneut begonnen.
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Im
positiven Fall bestimmt der Algorithmus die Dauer Ti des
soeben abgeschlossenen Herzzyklus und schließt daraus die hämodynamische
Kennzahl Di, die diesen Zyklus entspricht
(Schritt 28). Diese Kennzahl Di ist
bestimmt als der Quotient Di = Vi/Ti des ausgeworfenen
Volumens Vi durch die Dauer des Zyklus Ti; es ist in der Tat für die Kenntnis des wirklichen
hämodynamischen
Zustands des Patienten erforderlich, das während eines Zyklus ausgestoßene Volumen
durch die Dauer des Zyklus zu gewichten, wobei der beste hämodynamische
Zustand einem hohen Volumenausstoß bei kurzer Zyklusdauer entspricht.
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Die
hämodynamische
Kennzahl Di wird so über eine Mehrzahl einer Anzahl
N2 von aufeinander folgenden Zyklen bestimmt,
beispielsweise über
N2 = 10 aufeinander folgende Zyklen (Schritt 30).
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Sobald
diese Messserie abgeschlossen ist, berechnet der Algorithmus dann
(Schritt 32) den Wert der durchschnittlichen hämodynamischen
Kennzahl Dmittel, wobei es sich um das arithmetische
Mittel der Kennzahlen Di der N2 betrachteten
Zyklen handelt. Diese tägliche
durchschnittliche hämodynamische Kennzahl
wird dann abgespeichert, was den Vorgang bis zum nächsten Tag
beendet.