Hintergrund der Erfindung
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Die vorliegende Erfindung betrifft ein System zum Bestimmen der physischen
Aktivität eines Patienten durch Messen der Blutsauerstoff-Sättigung. Die
bestimmte physische Aktivität kann verwendet werden als Steuerparameter, um
die Rate einzustellen, unter der ein einsetzbarer Herzschrittmacher elektrische
Stimulationsimpulse erzeugt und an ein Herz des Patienten liefeft, oder als ein
Steuerparameter, um die Medikamentabgabe einer einsetzbaren
Medikamentabgabe-Vorrichtung zu steuern.
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Ein Schrittmacher ist eine medizinische Vorrichtung, gewöhnlich eine
einsetzbare bzw. implantierbare medizinische Vorrichtung, die elektrische
Stimulationsimpulse an ein Patientenherz unter einer gesteuerten Rate liefert,
um die Herzrate zu steuern bzw. zu regeln. Die modernsten einsetzbaren
Schrittmacher können programmiert werden, um in unterschiedlichen Modi zu
arbeiten, wie es durch die Ansprüche eines bestimmten Patienten erforderlich
ist. Verschiedene gemeinsame Operationsmodi liefern Stimulationsimpulse nur
dann, wenn das Patientenherz selbst nicht mit einer minimalen Rate schlägt. In
solchen Modi werden die Stimulationsimpulse nur geliefert, wenn sie benötigt
werden oder "auf Anforderung", wodurch die begrenzte Stromquelle des
eingesetzten Schrittmachers für die längstmögliche Zeit erhalten bleibt.
Typischerweise ist die Art und Weise, in der solche Anforderungs-Schrittmacher
arbeiten, so beschaffen, daß ein grundlegendes Schrittintervall definiert wird
(manchmal als "Escape-Intervall" bezeichnet) und zu warten und zu erkennen, ob
das Herz während dieses Intervalls schlägt. (Ein Herzschlag wird bestimmt
durch Messen einer "P-Welle", welche die Kontraktion der Vorkammern anzeigt,
oder einer "R-Welle", welche die Kontraktion der Ventrikel anzeigt.) Wenn dem
so ist, startet das grundlegende Schrittintervall und keine Stimulationsimpulse
werden geliefert. Wenn dem nicht so ist, wird ein Stimulationsimpuls an dem
Ende des Schrittintervalls geliefert. Auf diese Weise definiert das Schrittintervall
des Schrittmachers die Rate, unter der Stimulationsimpulse an das Herz geliefert
werden in Abwesenheit von natürlich auftretenden Herzschlägen. Es ist zu
beachten, daß Schrittmacher eingesetzt werden können, die entweder eine oder
beide Kammern des Herzens stimulieren (d.h. entweder die rechte Vorkammer
und/oder das rechte Ventrikel).
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Ein taktantwortender Schrittmacher ist ein Schrittmacher, der automatisch das
Schrittintervall einstellt, oder die Rate, unter der Stimulationsimpulse an das
Patientenherz geliefert werden, und zwar als Funktion der gemessenen
physiologischen Anforderungen des Patienten. Dies bedeutet, daß jede Person
Zeiten hat, zu denen sein oder ihr Herz schnell schlagen muß, und Zeiten, zu
denen sein oder ihr Herz langsam schlagen sollte. Beispielsweise bringt physische
Aktivität es mit sich, daß die Herzrate eines Menschen ansteigt, um die
gestiegenen Sauerstoffanforderungen des Muskelgewebes auszugleichen, welches
in die physische Aktivität einbezogen ist. In gleicher Weise ermöglicht es die
physische Inaktivität, z.B. verlängerte Perioden des Schlafs oder der Ruhe, daß
eine Herzrate des Menschen absinkt, da die Sauerstoffanforderungen des
Körpergewebes geringer sind. Ein taktantwortender Schrittmacher versucht
somit, die physiologischen Anforderungen eines Patienten zu einer bestimmten
Zeit zu messen, beispielsweise durch Messen der physischen Aktivität oder
Inaktivität, und stellt dementsprechend das Schrittintervall des Schrittmachers
ein.
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Der Betrieb und die Auslegung von Schrittmachern einschließlich
taktantwortenden Schrittmachern sind im Stand der Technik bekannt. Man
vergleiche beispielsweise Furman et al., A Practice of Cardiac Pacing (Futura
Publishing Co., Mt. Kisco, N.Y. 1986); Moses, et al., A Practical Guide to Cardiac
Pacing (Little, Brown & Co., Boston/Toronto 1983); U.S.-Patent Nr.4 712 555
(Thornander et al.); U.S.-Patent Nr.4 856 523 (Sholder et al.). Das U.S.-Patent
4 712 555 (Thornander et al.) ist eine besonders verständliche Druckschrift, die
den generellen Betrieb eines taktantwortenden Schrittmachers erläutert, sowie
die Anwendung eines bestimmten Typs von physiologischen Parametern (ein
Zeitintervall) zum Steuern des Schrittmachers.
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Es ist bekannt im Stand der Technik, verschiedliche unterschiedliche
physiologische Parameter zu messen, z.B. die Steuerparameter eines
taktantwortenden Schrittmachers. Ein gewöhnlicher Typ von Sensor ist ein
Aktivitätssensor, der den physischen Aktivitätspegel eines Patienten mißt, vgl.
beispielsweise U.S.-Patent 4 140 132 (Dahl), U.S.-Patent 4 485 813 (Anderson).
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Andere Typen von Sensoren, die in herkömmlichen taktantwortenden
Schrittmachern verwendet werden, weisen Sensoren auf, welche die
Atmungsrate, die Blut- und/oder Körpertemperatur, den Blutdruck, die Länge
des Q-T-Intervalls und die Länge des P-R-Intervalls messen.
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Von besonderer Bedeutung für die vorliegende Erfindung ist die Tatsache, daß es
im Stand der Technik auch bekannt ist, einen einsetzbaren Sensor zu
verwenden, um den Sauerstoffgehalt des Blutes zu bestimmen und einen solchen
Sensor in einem taktantwortenden Schrittmacher zu verwenden, vgl.
beispielsweise die U.S.-Patente 4 202 339 (Wirtzfeld), 4 399 820 (Wirtzfeld et al.)
und 4 815 469 (Cohen et al.). Jüngste Studien haben ferner vorgeschlagen, daß
eine gemischte venöse Sauerstoff-Sättigung eine der besten Anzeigen liefert, die
für physiologischen Bedarf verfügbar ist, insbesondere für geringe und mittlere
Tätigkeitspegel (physische Aktivität). Es ist somit vorgeschlagen worden, daß
eine gemischte venöse Sauerstoff-Sättigung, wenn mit anderen Parametern
kombiniert, einen sehr nützlichen Steuerparameter liefert zum Steuern eines
taktantwortenden Schrittmachers, vgl. Stangl et al.: "A New Multisensor Pacing
System Using Stroke Volume, Respiratory Rate, mixed Venous Oxygen
Saturation, and Temperature, Right Atrial Pressure, Right Ventrienlar Pressure
and dP/dt," PACE, Vol 11, pp 712 - 724 (June 1988).
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Obwohl die Sauerstoff-Sättigung einer der empfindlichsten Parameter sein kann,
um geringe und mittlere Tätigkeitspegel anzuzeigen, haben unglücklicherweise
die bislang im Stand der Technik zur Messung der Sauerstoff-Sättigung
verwendeten Verfahren die wertvollste Information ausgeblendet, die durch
diesen Parameter zur Verfügung gestellt wird. Beispielsweise wird die
Sauerstoff-Sättigung typischerweise optisch unter Verwendung eines Sensors
gemessen, der sowohl eine Lichtquelle, z.B. eine lichtemittierende Diode (LED)
als auch eine Einrichtung zum Erfassen von Licht, z.B. einen Phototransistor,
aufweist. Der Sensor, der sowohl eine LED als auch einen Phototransistor
aufweist, wird in dem rechten Ventrikel positioniert, um die venöse Sauerstoff-
Sättigung zu messen. Lichtenergie wird auf das Blut in dem rechten Ventrikel
von der Lichtquelle aus gerichtet. Die Menge der Lichtenergie, die zurück zu dem
Phototransistor reflektiert wird, ist eine Funktion der Eigenschaften des Blutes,
einschließlich des Pegels der Sauerstoff-Sättigung des Blutes. Somit ist es durch
Überwachen des Verhältnisses von emittierter Lichtenergie zu reflektierter
Lichtenergie möglich, den Blutsauerstoff-Sättigungspegel des Blutes in dem
rechten Ventrikel zu messen. Da jedoch das rückkehrende Blut in dem rechten
Ventrikel aus allen Teilen des Körpers kommt, enthält es beträchtliche
unterschiedliche Pegel von Blutsauerstoff-Sättigung, was die unterschiedlichen
Aktivitätspegel der verschiedenen Teile des Körpers wiederspiegelt. Wenn
beispielsweise der Patient geht, wird das Blut, das aus den Beinen und Armen
zurückkehrt (unter der Annahme, daß die Arme hin- und hergehen, wenn die
Beine gehen), einen beträchtlich geringeren Sauerstoffgehalt haben als das Blut,
das aus anderen Teilen des Körpers stammt. Dies liegt darin begründet, daß das
Muskelgewebe des Beines und des Armes härter arbeitet (und daher mehr
Sauerstoff verbraucht), als das Muskelgewebe an anderen Körperstellen.
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Auch wenn die in der rechten Vorkammer gemessene Blutsauerstoff-Sättigung
dazu neigt, über einen weiten Bereich zu schwanken, wird sie, sobald das Blut
den rechten Ventrikel erreicht, gut durchgemischt zu der Zeit, wenn die Messung
gemacht wird. Somit wird die Blutsauerstoff-Sättigung in dem rechten Ventrikel
in einem bestimmten Maß schwanken, jedoch nicht soviel wie sie in der rechten
Vorkammer schwankt. Um diese Schwankungen auszugleichen, lehrt der Stand
der Technik, die Messung über eine ausreichend lange Zeitdauer zu mitteln oder
zu integrieren. In nachteiliger Weise blendet eine solche Mittlung oder
Integration die wertvollsten Abschnitte der Messung aus, nämlich die Sauerstoff-
Sättigungspegel des aus den einzelnen Teilen des Körpers zurückkehrenden
Bluts, z.B. den Armen und Beinen, oder anderen Teilen des Körpers, die eine
physische Aktivität erfahren. Was daher benötigt wird, ist ein Verfahren zum
Messen der Sauerstoff-Sättigung des Blutes, wie es zuerst zu dem Herzen
zurückkehrt und noch Informationen liefert über die Abschnitte des Körpers, die
der größten physikalischen Aktivität unterliegt, wodurch der Abschnitt der
schwankenden Sauerstoff-Sättigungsmessung isoliert wird, der eine solche
physische Aktivität anzeigt.
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Wenn ferner die Blutsauerstoff-Sättigung unter Verwendung eines optischen
Sensors gemessen wird, welcher die reflektierte Lichtenergie mißt, und wenn ein
solcher Sensor in dem Herzen positioniert ist, ist die Menge von reflektierter
Lichtenergie, die durch einen solchen Sensor erfaßt wird, wesentlich beeinflußt
durch optische Reflektionen der Herzwand oder der Herzventile. Solche
optischen Reflektionen können während Abschnitten der Aktivität des Herzens
unvorteilhafterweise falsche hohe Werte ergeben. Was man somit benötigt, ist
ein Meßverfahren oder System, das nur die optischen Reflektionen von
zurückgekehrtem Blut mißt, nicht jedoch von optischen Reflektionen, die in dem
Herzen auftreten. Genauer gesagt braucht man ein System zum Messen der
optischen Reflektionen von zu dem Herzen zurückgeflossenem Blut von nur den
Körperabschnitten, die der anstrengendsten physischen Aktivität unterliegen.
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Die US 4870 968 betrifft ein System zum Steuern der Stimulationsfrequenz von
Herzschrittmachern, in denen ein mittlerer Wert der gemessenen Blutsauerstoff-
Signale genommen wird, auf der Basis einer Vielzahl von minimalen Werten, die
wahrend jeweiliger Meßzymen aufgenommen wurden. Der gemittelte Wert wird
einer weiteren Steuerfunktion unterworfen, um die letzte Schrittrate zu
bestimmen.
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Die vorliegende Erfindung liefert in vorteilhafter Weise ein System der
Blutsauerstoff-Sättigungsmessung, das die obigen und weitere Anforderungen
erfüllt.
Zusammenfassung der Erfindung
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Die Vorteile und Beschränkungen des Standes der Technik, die oben diskutiert
wurden, werden von der vorliegenden Erfindung, wie sie in den Ansprüchen
definiert ist, überwunden.
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Gemäß der Erfindung wird angegeben ein taktantwortender Schrittmacher, der
aufweist:
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taktantwortende Impulserzeugungseinrichtungen zum Erzeugen von
Stimulationsimpulsen;
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Meßeinrichtungen zum Messen des Sauerstoffgehaltes des Bluts;
Überwachungseinrichtungen zum Uberwachen der Blutsauerstoff-Messungen,
die mit den Meßeinrichtungen durchgeführt werden, wobei die
Meßeinrichtungen angepaßt sind, um wiederholt den Sauerstoffgehalt des Blutes
in der rechten Vorkammer zu messen, wobei die Überwachungseinrichtungen
angepaßt sind, um die Blutsauerstoff-Messungen über ein vorgeschriebenes
Intervall zu überwachen; und
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Bestimmungseinrichtungen, die zum Bestimmen des minimalen Wertes des
Blutsauerstoffgehaltes vorgesehen sind, der während des vorgeschriebenen
Intervalls gemessen wird, dadurch gekennzeichnet, daß
die Meßeinrichtungen angeordnet sind, um in dem Herzen angeordnet zu sein,
um den Sauerstoffgehalt des Blutes in der rechten Vorkammer bzw. Vorhof des
Patientenherzens zu messen, wenn das Blut in die rechte Vorkammer eintritt,
bevor das Blut eine Gelegenheit hat, vollständig vermischt zu werden;
wobei das Intervall eine Vielzahl von aufeinanderfolgenden Herzzyklen aufweist;
der minimale Wert des Blutsauerstoffgehaltes einen direkten Indikator des
Blutsauerstoffgehaltes des Blutes liefert, das von Körpergewebe des Patienten
zurückkehrt, welches größter Sauerstoffanforderung unterliegt, und somit ein
direkter Indikator des Körpergewebes, das eine physische Tätigkeit erfährt,
wobei, je geringer der minimale Blutsauerstoffgehalt ist, desto größer die
physischer Aktivität ist;
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wobei die taktantwortende Impulserzeugungseinrichtung Simulationsimpulse
erzeugt mit einer Rate, die direkt gesteuert wird durch den minimalen Wert des
Blutsauerstoffgehaltes.
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Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung mißt ein System zum
Bestimmen der physischen Aktivität bzw. Körperaktivität eines Patienten den
minimalen Blutsauerstoff-Sättigungspegel des venösen Blutes in der rechten
Vorkammer eines Herzens, und verwendet einen solch minimalen Blutsauerstoff-
Sättigungspegel als Steuerparameter zum Angeben der Muskelaktivität eines
Patienten. Wie vorstehend erwähnt, verändert sich der Sauerstoffgehalt des
venösen Blutes in der rechten Vorkammer beträchtlich, wenn venöses Blut von
allen Teilen des Körpers dahin zurückkehrt, aber nicht vollständig vermischt
wird. Ein Teil des venösen Blutes zeigt einen geringen Sauerstoffgehalt, wenn es
von isolierten Teilen des Körpers zurückkehrt, z.B. den Armen oder Beinen,
welche einer Muskelaktivität unterliegen. Ein anderer Teil des venösen Blutes,
von Teilen des Körpers, die keiner beträchtlichen Muskelaktivität unterliegen,
zeigt einen höheren Blutsauerstoffgehalt. Vorteilhafterweise liefert der minimale
Sauerstoffgehalt des wenig vermischten venösen Blutes in der rechten
Vorkammer somit eine genaue und verläßliche Messung der Muskelaktivität, die
verwendet wird, um die Rate einzustellen, unter der Schrittimpulse nach
Aufforderung an den Patienten geliefert werden. Zu diesem Zweck wird ein
Blutsauerstoff-Sensor, z.B. ein Sensor, der optisch den Sauerstoffgehalt des
Blutes in Kontakt mit ihm mißt, so positioniert, daß er den Sauerstoffgehalt des
wenig vermischten venösen Blutes in der rechten Vorkammer mißt. Bevorzugt
bildet dieser Sauerstoffsensor einen einstückigen bzw. integralen Teil einer
Schrittmacherleitung, die einen taktantwortenden Schrittmacher mit dem
Herzen verkoppelt. Der minimale Sauerstoffgehalt, so gemessen, wird verwendet
als Steuerparameter, um automatisch die Schrittmacherrate des
taktantwortenden Schrittmachers einzustellen, d.h., um automatisch die Rate
einzustellen, unter der Schritt- oder Stimulationsimpulse auf Anforderung durch
den Schrittmacher geliefert werden, um die physiologischen Anforderungen des
Patienten einzuhalten.
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Ein optischer Sensor wird bevorzugt verwendet mit der vorliegenden Erfindung,
um den Sauerstoffgehalt des venösen Blutes in der rechten Vorkammer zu
messen. Wenn dies getan ist, weist in vorteilhafter Weise der minimale
Sauerstoffgehalt, so gemessen, automatisch jede fehlerhafte hohe Ablesung
zurück, die durch optische Reflektionen in dem Herzen verursacht sind.
Alternativ kann ein chemischer Sensor, der den Sauerstoff-Partialdruck oder den
Partialdruck von Kohlendioxid mißt, eingesetzt werden, wobei der Verbrauch
von Sauerstoff eine äquivalente Menge an Kohlendioxid erzeugt; dieser kann
somit gemessen werden und als Indikator der physischen Aktivität verwendet
werden. Wenn ein Kohlendioxid-Sensor eingesetzt wird, sucht das System nach
der maximalen Kohlendioxid-Ablesung (was minimalen Sauerstoff in dem Blut
anzeigt). Dieses Maximum wird verwendet, um den Schrittmacher oder ein
Medikament-Abgabesystem zu steuern.
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Das System gemäß der Erfindung wird die Nachteile der bislang bekannten
Systeme eliminieren. Da das minimale Signal in der Vorkammer genommen
wird, bevor das Blut gemischt wird, wird es die Muskelaktivität von isolierten
Teilen des Körpers, die sich in Übung befinden, z.B. die Arme und Beine,
darstellen. Durch Verwenden dieses minimalen Signals wird das System
empfindlicher sowohl auflokale Tätigkeit als auch auf niedrigere Pegel der
Tätigkeit. Zusätzlich eliminiert die Verwendung des minimalen Signals auch die
Wirkung von hohen Signalpegeln, die durch Reflektionen von der Wand des
Herzens oder dem Ventil stammen. Somit werden Artefakte, die durch solche
Reflektionen erzeugt werden, aus dem verwendeten Signal eliminiert.
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Es ist ein bevorzugtes Merkmal der vorliegenden Erfindung, ein genaues und
verläßliches System anzugeben zum Bestimmen des Sauerstoffgehaltes des
venösen Blutes unter Verwendung von optischen Meßverfahren, d.h. Emittieren
von Lichtenergie in das Blut und Messen der Menge von Lichtenergie, die von
dort reflektiert wird, und zwar trotz Reflektionen und anderer fälschlicher
Lichtenergie-Messungen, die auftreten können.
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Es ist ein weiteres bevorzugtes Merkmal der Erfindung, ein verläßliches und
genaues System anzugeben zum Messen des Sauerstoffgehaltes des Blutes, das
von Körpergewebe zurückfließt, welches dem größten Sauerstoffbedarf
unterliegt, z.B. welches der größten physischen Tätigkeit ausgesetzt wird, auch
wenn solches Blut sich in einem Prozeß der Vermischung mit Blut befindet, das
von Körpergewebe stammt, welches nicht einem hohen Sauerstoffbedarf
ausgesetzt ist. Mit anderen Worten ist es ein Merkmal der vorliegenden
Erfindung, ein System anzugeben, das relevante Blutsauerstoff-Messungen (d.h.
von Blut, das von aktivem Körpergewebe zurückfließt) von irrelevanten
Blutsauerstoff-Messungen (d.h. von Blut, das von nichtaktivem Körpergewebe
zurückkehrt) auszusortieren bzw. zu trennen.
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Es ist ein weiteres bevorzugtes Merkmal der Erfindung, ein solches System
anzugeben zum Messen relevanter Blutsauerstoff-Pegel, die verwendet werden
können als Steuerparameter in einem taktantwoftendem Schrittmachersystem.
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Es ist ein weiteres Merkmal der Erfindung, ein taktantwortendes
Schrittmachersystem anzugeben, bei dem Stimulationsimpulse an ein
Patientenherz auf Anforderung unter einer Rate geliefert werden können, die
bestimmt wird durch den Sauerstoffgehalt des Blutes, der von den Teilen des
Patientenkörpers zurückströmt, die der größten Sauerstoffanforderung
ausgesetzt sind.
Kurzbeschreibung der Zeichnungen
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Die obigen und weitere Aspekte, Merkmale und Vorteile der vorliegenden
Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden genaueren Beschreibung in
Verbindung mit den nachfolgenden Zeichnungen, wobei:
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Fig. 1 ein schematisches Diagramm eines optischen Blutsauerstoff-Sensors des
Standes der Technik ist;
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Fig. 2 ein Blockdiagramm, das einen Blutsauerstoff-Sensor zeigt, der in einem
taktantwortendem Schrittmachersystem verwendet wird;
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Fig. 3A ist ein Kurvendiagramm, das repräsentative Schwankungen in dem
Ausgangssignal von einem Sauerstoffsensor zeigt, wenn ein solcher Sensor in der
rechten Vorkammer eines Patientenherzens angeordnet ist, wie in Fig. 2 gezeigt;
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Fig. 3B ist ein Kurvendiagramm eines kleinen Segments der Kurve von Fig. 3A,
mit einer vergrößerten horizontalen (Zeit-)achse;
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Fig. 4 ist ein vereinfachtes Flußdiagramm, das ein Verfahren der Einstellung des
Schrittintervalls eines taktantwortenden Schrittmachersystems zeigt gemäß
einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
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Fig. 5 ist ein vereinfachtes funktionales Blockdiagramm der Sensor-
Verarbeitungsschaltung von Fig. 2 gemäß einer digitalen Ausführungsform der
vorliegenden Erfindung;
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Fig. 6A ist ein vereinfachtes elektrisches Schema der Sensor-
Verarbeitungsschaltung von Fig. 2, gemacht gemäß einer analogen
Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
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Fig. 6B ist eine Zeitkurve, welche die Operation der analogen Ausführungsform
von Fig. 6A erläutert;
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Fig. 6C zeigt eine Ausführungsform der Schaltung von Fig. 6A, und
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Fig. 6D ist ein Zeitdiagramm, welches die Beziehung zwischen den Taktsignalen
erläutert, die in der Spitzenerfassungsschaltung von Fig. 6C eingesetzt werden.
Detaillierte Beschreibung der Erfindung
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Es wird festgestellt, daß gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung ein
taktantwortendes Schrittmachersystem angegeben wird, bei dem der
Sauerstoffgehalt des Blutes verwendet wird als physiologischer Parameter, um
die Rate zu steuern, unter der Stimulationsimpulse an ein Herz eines Patienten
geliefert werden. Wie vorausgehend angezeigt, sind taktantwortende
Schrittmachersysteme im Stand der Technik bekannt und beschrieben, und
werden hier nicht in jedem Detail erwähnt. Obwohl solche Systeme
unterschiedliche Formen annehmen, setzen sie alle eine Einrichtung ein zum
Messen eines oder mehrerer physiologischer Parameter des Patienten, die
anzeigen, wie schnell oder langsam das Patientenherz schlagen sollte. Die
vorliegende Erfindung ist vorwiegend gerichtet auf die Art und Weise, in der der
Sauerstoffgehalt des Blutes genau gemessen werden kann, und sobald er
gemessen ist, als ein physiologischer Parameter verwendet wird, um ein
taktantwortendes Schrittmachersystem zu steuern.
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Um die mit der Verwendung der vorliegenden Erfindung verbundenen Vorteile
besser zu verstehen, wird es zunächst hilfreich sein, ein grundlegendes
Verständnis der Art zu haben, in welcher der Sauerstoffgehalt des Blutes
gemessen wird.
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Dementsprechend wird Bezug genommen auf Fig. 1, in der ein schematisches
Diagramm eines optischen Blutsauerstoff-Sensors des Standes der Technik
gezeigt ist. Der Sensor weist zwei lichtemittierende Dioden 20 und 22 auf, die
parallel geschaltet sind, wobei die Anode der Diode 20 mit der Kathode der Diode
22 verbunden ist, und die Anode der Diode 22 mit der Kathode der Diode 20
verbunden ist. Ein Phototransistor 24 ist parallel mit einem Widerstand 26
geschaltet und der Kollektor des Phototransistors 24 ist mit demselben Knoten
verbunden wie die Anode der Diode 22 und die Kathode der Diode 20. Der
Knoten, welcher die Anode der Diode 20 und die Kathode 22 aufweist, weist
einen Eingangsanschluß 28 auf, und der Emitter des Phototransistors 24 und
eine Seite des Widerstands 26 weist einen weiteren Anschluß 30 des Sensors auf.
Im Betrieb wird ein zweiphasiger Spannungsimpuls über Anschlüsse 28 und 30
angelegt. Dieser zweiphasige (bi-phase) Spannungsimpuls ist auch in Fig. 1
erläutert und weist einen positiven Abschnitt auf, der eine Amplitude von +V1
hat, gefolgt von einem negativen Abschnitt, der eine negative Amplitude von -V2
hat. Der positive Abschnitt des zweiphasigen Spannungsimpulses verursacht
einen Strom I1, der durch die lichtemittierende Diode 20 fließt, wodurch
Lichtenergie E1 von der LED 20 emittiert wird. Das Licht E1 kommt in Kontakt
mit einem gewünschten Körperfluid 32, z.B. Blut. Abhängig von den
Eigenschaften des Fluids 32 wird ein Abschnitt der Lichtenergie E1 zu dem
Phototransistor 24 zurückreflektiert. In Fig. 1, ebenso wie in den anderen
Figuren, wird der Abschnitt der Lichtenergie, der zu dem Phototransistor
zurückreflektiert wird, als E2 bezeichnet. Somit ist in Fig. 1 die Strommenge 12,
die durch den Phototransistor 24 fließt, eine Funktion der Lichtenergie E2, die
auf die Basis des Phototransistors 24 fällt. Der Rest bzw. Ausgleich des Stroms
I1, der nicht durch den Phototransistor 24 fließt, fließt daher durch den
Widerstand 26. Dieser Strom wird als 13 bezeichnet. Somit ist zu sehen, daß I1
gleich 12 und 13 ist. Der Strom 12 verändert sich als Funktion der Lichtenergie
E2, wodurch auch die Strommenge 13 beeinflußt wird, die durch den Widerstand
26 strömt. Die Spannung, die über die Anschlüsse 28 und 30 abfällt bzw.
entwickelt wird (welche Spannung eine Funktion des Vorwärtsabfalls über die
LED 20 und des Spannungsabfalls über den Widerstand 26 ist, verursacht durch
den Stromfluß 13) wird somit variieren als eine Funktion der reflektierten
Lichtenergie E2, die auf den Phototransistor 24 fällt. Somit ist es möglich, durch
Überwachung der Spannung über die Anschlüsse 26 und 30, eine Anzeige der
Reflektionseigenschaften des Fluids 32 zu erhalten.
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Um den Betrag der Spannungsänderung über die Anschlüsse 28 und 30,
verursacht durch den Strom 12 zu bestimmen, ist es notwendig, andere
Variationen bzw. Veränderungen in der Spannung aus der Messung zu isolieren.
Dies geschieht typischerweise durch Veranlassen eines Stroms 14, durch den
Widerstand 26 und die LED 22 während des negativen Abschnitts der
zweiphasigen Spannungskurve zu fließen. Während dieses Abschnitts der Kurve
werden sowohl der Phototransistor 24 als auch die LED 20 zurück-vorgespannt,
und daher fließt kein Strom durch eine dieser Vorrichtungen. Der Wert von 14
wird so gewählt, daß er nahe an dem Wert von I1 liegt, so daß der Vorwärts-
Spannungsabfall über die LED 20 etwa derselbe ist wie der Vorwärts-
Spannungsabfall über die LED 22.
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Wegen einiger Schwierigkeiten, die mit dem Gebrauch und dem Betrieb des
herkömmlichen Sensors verbunden sind, der in Fig. 1 gezeigt ist, ist ein
verbesserter Blutsauerstoff-Sensor vorgeschlagen worden, der in dem U.S.-
Patent 4 815 469 (Cohen et al.) offenbart ist.
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Obwohl einer der in dem '469-Patent beschriebenen Sensoren der bevorzugte
Sensortyp zur Verwendung mit der vorliegenden Erfindung ist, muß betont
werden, daß jeder Typ von Sensor, der geeignet ist, den Sauerstoffgehalt des
Blutes (oder den Kohlendioxidgehalt des Blutes) zu messen, eingesetzt werden
kann mit den Verfahren und Systemen der vorliegenden Erfindung.
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Als nächstes wird Bezug genommen auf Fig. 2, wo ein Blockdiagramm gezeigt ist,
das eine bevorzugte Art zeigt, wie ein Blutsauerstoff-Sensor 34 (beispielsweise
der in dem '469-Patent beschriebene Sensor) in einem taktantwortenden
Schrittmachersystem eingesetzt wird. Obwohl Fig. 2 einen einpoligen
Einzelkammer-Schrjttmacher zeigt, ist die vorliegende Erfindung gleicherweise
anwendbar auf zweipolige (bi-polar) und/oder Doppelkammer-Schrittmacher. Der
Sensor 34 ist in einem Gebiet eines Patientenkörpers positioniert, bei dem
venöses Blut in der Lage ist, in Kontakt zu kommen mit Lichtenergie E1, die
durch den Sensor emittiert wird. Die bevorzugte Anordnung des Sensors ist in
einem Herzen 36 des Patienten, und insbesondere in der rechten Vorkammer
(Atrium) 38 des Herzens 36. Ein einsetzbarer taktantwortender Schrittmacher
40 wird in dem Patienten in herkömmlicher Weise implantiert. Eingeschlossen in
dem implantierbaren Schrittmacher 40 ist eine Sensor-Antriebsschaltung 42,
eine Sensor-Verarbeitungsschaltung 44 und herkömmliche taktantwortende
Schrittmacher-Schaltungen 46. Auch eingeschlossen in dem Schrittmacher 40 ist
eine Quelle von elektrischer Energie, z.B. eine Batterie 48.
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Die Antriebsschaltung 42 liefert die Antriebsspannung, die für den Betrieb des
Sensors 34 notwendig ist. Die Sensor-Verarbeitungsschaltung 44 mißt das
Rücksignal von dem Sensor, z.B. das Spannungspotential an dem Ausgang des
Sensors 34, und zwar in Reaktion auf eine angelegte Antriebsspannung. Wie im
Stand der Technik bekannt und in dem '469-Patent beschrieben, verändert sich
diese Sensorausgangsspannung als eine Funktion des Sauerstoffgehaltes des
Blutes, von dem die emittierte Lichtenergie reflektiert wird. Somit kann durch
Überwachen der Veränderungen in dieser Ausgangsspannung eine qualitative
Messung des Sauerstoffgehaltes des Blutes vorgenommen werden. Durch Einsatz
geeigneter Kalibrierungsverfahren kann eine quantitative Messung des
Sauerstoffgehaltes des Blutes vorgenommen werden.
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Die Antriebsschaltung 42 und die Sensorschaltung 44 sind miteinander und mit
den Schrittmacher-Schaltungen 46 gekoppelt.
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Geeignete Zeitsignale 50 werden zwischen der Sensorantriebsschaltung 42 und
der Sensorverarbeitungsschaltung 44 geteilt. Solche Zeitsignale gewährleisten,
daß beide Schaltungen nur zu einer gewünschten Zeit in dem Herzzyklus oder
einem anderen Steuerzyklus arbeiten. (Der "Herzzyklus" ist die Zeit, die von dem
Herzen 36 benötigt wird, um einen Schlag zu vollenden. Dieser Zyklus ist
typischerweise manifestiert durch Kontraktion oder Depolarisation der
Vorkammern, offenbart durch die Erzeugung eine P-Welle, gefolgt durch
Kontraktion oder Depolarisation der Ventrikel, offenbart durch die Erzeugung
einer R-Welle. Die P-Wellen und R-Wellen ergeben sich durch Prüfen des
Elektrocardiogramms des Patienten, oder eines ECG. Der Herzzyklus wird
häufig gemessen von R-Welle zu R-Welle, da die R-Welle die vorwiegende Welle
ist und somit am leichtesten in dem ECG zu messen ist.) Um die Meßfunktion
des Sensors 34 mit anderen Ereignissen, die mit dem Betrieb der
Schrittmacherschaltungen 46 verbunden sind, zu synchronisieren, empfangen
ferner die Sensorantriebsschaltung 42 und die Sensorverarbeitungsschaltung 44
ein Taktsignal 42 und ein Zeitbezugssignal 54 von den Schrittmacherschaltungen
46. Somit kann beispielsweise das Zeitbezugssignal 54 ein Signal sein, daß ein
Herzereignis anzeigt, z.B. als V-Impuls oder ein R-Wellensignal, wobei die
Signale anzeigen, daß der Ventrikel des Herzens schrittgemacht wurde (was
bedeutet, daß ein Stimulationsimpuls, z.B. ein ventrikulärer Stimulationsimpulse
oder V-Impuls, durch den Schrittmacher geliefert wurde), oder daß eine
ventrikuläre Kontraktion, eine R-Welle, gemessen wurde.
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Im Betrieb werden das Taktsigual 52, ebenso wie ein Zeitbezugssignal, z.B. als
ein VIR-Signal, von der Schrittmacherschaltung 46 an die
Sensorantriebsschaltung 42 und die Sensorverarbeitungsschaltung 44 geliefert.
Eine Schrittmacherleitung 60, verbunden mit dem Schrittmacher 40,
beispielsweise durch einen herkömmlichen bipolaren Schrittmacherverbinder 62,
ermöglicht dem Schrittmacher, Stimulationsimpulse an das Herz 36 und zwar an
einer distalen Elektrodenspitze 66 durch den Leiter 70 abzugeben. Derselbe
Leiter 70 erlaubt den Schrittmacherschaltungen 46, Herzereignisse zu messen,
die nahe der Leitungsspitze 66 auftreten.
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In einer bevorzugten Ausführungsform ist der Sensor 34 vorteilhafterweise
eingebettet in der Schrittmacherleitung 60 unter einem Abstand von der distalen
Spitze, um den Sensor 34 in der rechten Vorkammer 38 des Herzens 36
anzuordnen. Wenn ferner die Leitung geeignet und sauber in dem Herzen
positioniert ist, ist sie in einer Art gebildet, die den Sensor 34 veranlaßt, Blut zu
erfassen (und dadurch den Sauerstoffgehalt des Blutes zu messen), kurz
nachdem das Blut in die Vorkammer 38 eintritt, bevor ein solches Blut die
Gelegenheit hat, sich vollständig in der Vorkammer zu vermischen. Ein Anschluß
des Sensors 34 ist mit einem getrennten Leiter 68 der Leitung 60 verbunden. Der
andere Anschluß des Sensors 34 ist in der Leitung zu dem Leiter 70 verbunden.
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Die Sensorverarbeitungsschaltung 44 entwickelt ein Steuersignal 49, das
stellvertretend ist für die Raflektanzeigenschaften des Blutes (und daher in
Beziehung sind zu dem Sauerstoffgehalt in dem Blut). Dieses Steuersignal 49
wird an die Schrittmacherschaltungen 46 gegeben und verwendet als ein
physiologischer Parameter, um die Rate zu steuern, unter der die
Schrittmacherschaltungen einen Stimulationsimpuls an das Herz geben.
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Unter Bezugnahme als nächstes auf Fig. 3 wird ein Kurvendiagramm erläutert,
daß repräsentative Schwankungen in dem Ausgangssignal von dem Sensor 34
von Fig. 2 (wenn ein solcher Sensor in der rechten Vorkammer 38 des
Patientenherzens 36 angeordnet ist) zeigt. Die horizontale Achse in dem
Diagramm, welches in Fig. 3A gezeigt ist, stellt die Zeit dar, während die
vertikale Achse das Ausgangssignal darstellt, z.B. die Ausgangsspannung, die von
dem Sensor 34 erhalten wird. Da dieses Ausgangssignal die optischen
Reflektanzeigenschaften des Blutes darstellt, wobei diese Eigenschaften in
Beziehung gesetzt werden können zu dem Sauerstoffgehalt des Blutes, zeigt
somit die in Fig. 3A gezeigte Kurve die Veränderungen bzw. Variationen des
Sauerstoffgehaltes des Blutes als Funktion der Zeit.
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Der Blutsauerstoffgehalt, der in der rechten Vorkammer des Patientenherzens
gemessen ist, schwankt als Funktion der Zeit aus zwei Gründen: (1) es gibt
unterschiedliche Sauerstoffanforderungen, die auf dem Gewebe des
Patientenkörpers zu unterschiedlichen Zeiten des Tages liegen abhängig von den
Aktivitäten des Patienten; und (2) unterschiedliche Körpergewebeteile in dem
Patienten unterliegen unterschiedlichen Sauerstoffanforderungen aufgrund des
Ortes des Körpergewebes. Die erste Variation ist eine relativ geringe Variation
und kann betrachtet werden als Durchschnitts-Sauerstoffanforderung. Zu
gewissen Zeiten des Tages, z.B. wenn der Patient schläft, ist die
durchschnittliche Sauerstoffanforderung am geringsten. Zu anderen Zeiten des
Tages, z.B. wenn der Patient tätig ist, wächst die durchschnittliche
Sauerstoffanforderung beträchtlich. Die zweite Variation ist eine relativ schnelle
Variation und tritt auf aufgrund des Umstandes, daß das zu der rechten
Vorkammer aus verschiedenen Körpergewebestellen zurückkehrende Blut
ziemlich schlecht gemischt ist. Sorgfältig gemischtes Blut von allen
Körpergewebestellen würde nur Bruttoänderungen der metabolischen Rate
wiederspiegeln.
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In Fig. 3A ist der erste Variationstyp vorherrschend erläutert. Zu einer Zeit tl,
beispielsweise wenn der Sensorausgang hoch ist, ist der Blutsauerstoffgehalt
gleichermaßen hoch, was eine Zeit der relativen Untätigkeit des Patienten
anzeigt. Dagegen ist zu Zeiten t2 und t3, wenn der Sensorausgang Mein ist, der
Blutsauerstoffgehalt in ähnlicher Weise gering, was ein Zeit der relativen
Aktivität des Patienten anzeigt.
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In Fig. 3B ist der zweite Variationstyp erläutert. Dies bedeutet, daß Fig. 3B den
Typ von Variationen in der Blutsauerstoff-Messung zeigt, der auftreten kann
während eines relativ kurzen Abschnittes der Wellen der Kurve von Fig. 3A, z.B.
während des Abschnitts, der in dem Zyklus B eingeschlossen ist. Wie in Fig. 3B
gezeigt, können solche Variationen in dem Sensorausgang ziemlich abrupt und
plötzlich sein, was den Eintritt von Blut in die rechte Vorkammer aus
Körpergewebestelle aufzeigt, die deutlich unterschiedlichen Sauerstoffgehalt
haben. Ein geringer Sensorausgang, z.B. an dem Punkt P1, kann anzeigen ein
Blut, das von einem relativ aktiven Abschnitt des Patientenkörpers, z.B. einem
Arm, zurückkehrt, wo der Sauerstofibedarf des Körpergewebes hoch ist. Ein
hoher Sensorausgang, z.B. an dem Punkt P2, kann Blut anzeigen, das von einem
relativ inaktiven Abschnitt des Patientenkörpers stammt, wo der
Sauerstoffbedarf des Körpergewebes gering ist. Es ist natürlich nicht möglich,
den Ursprung des Blutes mit hohem oder geringem Sauerstoffgehalt zu
bestimmen. Alternativ kann ein hoher Sensorausgang, z.B. an Punkt P3, eine
ungeeignete Raflektion der Lichtenergie in den Phototransistor des Sensors
anzeigen, verursacht beispielsweise durch eine Bewegung des Herzventils oder
die Wand des Herzens.
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In Betrieb arbeitet der Sensor 34 typischerweise nicht kontinuierliche (obwohl er
es mit geeigneter Schaltung tun könnte). Dies bedeutet, daß der Sensor
typischerweise eingeschaltet wird während einer refraktären (refractory) Periode
des Herzens und/oder der Schrittmacherschaltungen, und eine "Probe" des
Blutsauerstoffgehaltes zu dieser Meßzeit genommen wird. Solche Probenzeiten,
d.h. solche Zeiten, wenn eine Messung gemacht wird, sind in Fig. 3B als
Markierungen dargestellt, die gleich beabstandet längs der horizontalen Achse
liegen. Statistisch unter Annahme, daß die schnellen Veränderungen in dem
Blutsauerstoffgehalt mehr oder weniger zufällig sind, treten einige dieser
Probenzeiten auf, wenn der Blutsauerstoffgehalt gering ist, und andere treten
auf, wenn er hoch ist. Somit wird innerhalb eines bestimmten Meßfensters 71,
welches "Fenster" 71 eine Vielzahl von Probenzeiten aufweist, eine
Probenmessung vorhanden sein, die einen geringeren Wert hat als die anderen.
In Fig. 3B wird diese geringe oder minimale Messung diejenige sein, die Punkt
P1 gemacht wird. Es ist ein Merkmal der vorliegenden Erfindung, die geringe
oder minimale Messung innerhalb eines gegebenen Meßfensters 71 zu
identifizieren, und eine solche Messung als Anzeige des relevanten
Blutsauerstoffgehaltes zu verwenden, d.h. einen solchen Minimalwert als eine
Anzeige des Sauerstoffgehaltes des Blutes zu verwenden, das von dem
Körpergewebe zurückkehrt, welches dem höchsten Sauerstoffbedarf unterliegt.
Dieser minimale Wert kann sodann verwendet werden als verlaßliche Anzeige
des physiologischen Bedarfs, die Herzrate einzustellen, z.B. wenn gesteuert
durch einen taktantwortenden Schrittmacher.
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Es ist zu beachten, daß, obwohl Fig. 3B vorschlägt, daß die Probenmessungen,
die in dem Meßfenster 71 gemacht werden, gleich beabstandet sind in der Zeit,
solche gleich beabstandeten Proben nicht notwendig sind. Wenn
Probenmessungen genommen werden, ist nur erforderlich, daß genügend Proben
erhalten werden, so daß ein statistisch genauer Minimalwert erhalten wird
(wenn dagegen eine kontinuierliche Messung gemacht wird, ist nur erforderlich,
daß der Minimalwert des Blutsauerstoffgehaltes für ein vorgeschriebenes
Meßfenster bestimmt wird). Beispielsweise könnte eine Vielzahl von diskreten
Blutsauerstoff-Messungen vorgenommen werden nur während des refraktären
Intervalls eines Herzzyklus. Ein solches refraktäres Intervall kann beispielsweise
nur 10 - 20 Millisekunden dauern während eines Herzzyklus von 800
Millisekunden. Während dieser 10 - 20 Millisekunden können jedoch mehrere
diskrete Messungen, z.B. 5 - 10, des Blutsauerstoffgehaltes vorgenommen
werden. Andererseits besteht kein Erfordernis, daß die Blutsauerstoff-Messung
nur während einer refraktären Zeitdauer (refractory) durchgeführt wird. Somit,
wenn gewünscht, kann die Blutsauerstoff-Messung in regulären Intervallen über
den gesamten Herzzyklus vorgenommen werden, entweder synchron mit dem
Herzzyklus oder asynchron bezüglich des Herzzyklus.
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Fig. 4 zeigt ein vereinfachtes Flußdiagramm, das ein Verfahren zeigt zum
Bestimmen der minimalen Blutsauerstoff-Messung und Verwenden dieser
minimalen Blutsauerstoff-Messung zur automatischen Einstellung des
Schrittintervalls eines taktantwortenden Schrittmachersystems. Sobald ein
taktantwortender (RR)-Schritt gestartet wurde, wie in Fig. 1 zu sehen, wird ein
Initialisierungsschritt durchgeführt. Ein solcher Initialisierungsschritt kann
beinhalten z.B. die Kalibrierung des Blutsauerstoffsensors gegenüber einem
Standard. Ferner kann ein solcher Schritt beinhalten die Zuweisung nomineller
Wert der Blutsauerstoff-Meßwerte, bis aktuelle Messungen des Blutsauerstoffs
vorgenommen werden können. Nach Initialisierung wird der Minimalwert der
letzten n (wobei n eine ganze Zahl ist) aufeinanderfolgenden Blutsauerstoff-
Messungen (wobei der Ausdruck "5" in Fig. 4 benutzt wird, um eine
Blutsauerstoff-Messung anzuzeigen) ausgewählt wird. Dieser Minimalwert von S
wird sodann verwendet als Steuerparameter, um das Schrittintervall des
Schrittmachers einzustellen. Wenn die RR-Schrittweise fortlaufen soll, dann wird
der nächste Wert von 5 gemessen und das Verfahren wiederholt sich.
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Um das in Fig. 4 gezeigte Verfahren weiter zu erläutern, wird das folgende
Beispiel gegeben. Man nehme an, daß zwanzig (n = 20) aufeinanderfolgende
Messungen von 5 gemacht werden. Die Initialisierung des Verfahrens kann somit
umfassen die Zuweisung von nominellen Werten, um die letzten 20 Messungen
darzustellen. Nach Initialisierung wird eine erste aktuelle Messung
vorgenommen. Der Minimalwert des Blutsauerstoffs, dargestellt in dieser ersten
aktuellen Messung und 19 der initialisierten nominellen Werte werden sodann
ausgewählt als die Steuerparameter für die RR-Schrittweise. Eine zweite
Blutsauerstoff-Messung wird dann vorgenommen. Der Minimalwert des
Blutsauerstoffs, dargestellt in den ersten und zweiten aktuellen Blutsauerstoff-
Messungen und 18 der initialisierten nominellen Werte wird sodann ausgewählt
als der Steuerparameter für die RR-Schrittweise. Dieses Verfahren setzt sich
fort, bis 20 aktuelle Messungen nacheinander gemacht wurden und alle 20
geprüft wurden, um die minimal Blutsauerstoff-Messung zu bestimmen.
Jedesmal, wenn eine neue Blutsauerstoff-Messung vorgenommen wird, wird die
älteste der letzten 20 Blutsauerstoff-Messungen entfernt. Auf diese Weise wird
die minimale Blutsauerstoff-Messung immer ausgewahlt aus den letzten 20
Messungen. Die minimale Blutsauerstoff-Messung, ausgewählt aus den letzten
20 Messungen, wird sich nur ändern, wenn die neue Blutsauerstoff-Messung
geringer ist als die vorangehenden 19 Messungen.
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Es ist zu verstehen, daß das obige Beispiel nur eine mögliche Implementierung
des in Fig. 4 gezeigten Verfahrens darstellt. Jeder Wert von n kann eingesetzt
werden, von sehr kleinen Werten (z.B. n = 3) bis sehr großen Werten (z.B. n =
100). Ferner kann der Wert von n automatisch verändert werden durch die RR-
Schrittschaltungen unter gewissen Schwellenpegeln. Beispielsweise, wenn bei
normalen Herzraten der Patient in Ruhe ist, kann ein Wert von n verwendet
werden. Bei höheren Herzraten, wenn der Patient tätig ist, kann ein
unterschiedlicher Wert von n verwendet werden.
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Ferner muß betont werden, daß das in Fig. 4 gezeigte Verfahren nur eines von
mehreren unterschiedlichentypen von Verfahren oder Algorithmen ist, die
verwendet werden können, um die minimale Sauerstoff-Messung auszuwählen.
Jedes Verfahren oder Algorithmus, der systematisch die minimale
Sauerstoffgehalt-Messung bestimmt, kann verwendet werden.
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Unter Bezugnahme als nächstes auf Fig. 5 ist ein vereinfachtes funktionales
Blockdiagramm einer digitalen Ausführungsform der
Sensorverarbeitungsschaltung 44 von Fig. 2 gezeigt. Eine solche
Ausführungsform kann leicht eingebaut werden in einen digital gesteuerten
taktantwortenden Schrittmacher. (Es ist zu beachten, daß die modernsten
Schrittmacher digital gesteuert werden, wobei viele die Verwendung eines
Mikroprozessors oder eines Äquivalents davon aufweisen, um die Operation des
Schrittmachers gemaß vorgeschriebenen Operationsprogrammen zu steuern,
wobei die Programme nach Erfordernis geändert werden können, um die
Anforderungen eines bestimmten Patienten zu erfüllen.)
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Wie in Fig. 5 gezeigt, ist das Ausgangssignal von dem Sensor 34 EOUT auf einen
Analog-/Digital-Wandler (AID) 80 gerichtet. Das sich ergebende digitale
Ausgangssignal wird in einem "First-in First-out" (FIFO)-Registerspeicher 82
gespeichert. Die Anzahl der Register, die in dem FIFO-Registerspeicher 82
enthalten sind, kann ausgewählt werden mit einem beliebigen Wert, z.B. 32. Die
Inhalte der verschiedenen Register in dem FIFO-Speicher 82 werden in der
Minimalwert-Logikschaltung 84 verglichen. Dies bedeutet, daß die Schaltung 84
die Inhalte jedes Registers in dem FIFO-Speicher 82 vergleicht und denjenigen
bestimmt, der den geringsten oder kleinsten Wert hat. Dieser Wert wird sodann
ausgewählt und in ein Halteregister 86 gesetzt. Ferner wird während eines
Kalibrierungsmodus, wie nachstehend erläutert, die Schaltung 84 programmiert,
um eine Einstellung auf den minimalen Wert vorzunehmen, der ausgewählt ist,
um Veränderungen zu kompensieren, die über die Zeit im Sensor 34 auftreten.
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Während des normalen taktantwortenden Betriebs wird der Wert, der in dem
Halteregister 86 gehalten wird, ausgewählt durch eine Multiplexer-Schaltung
(MUX) 88 und in ein Steuerregister 90 gesetzt. Die taktantwortenden
Schrittschaltungen 46 (Fig. 2) schauen in das Steuerregister 90 für den
Steuerparameter, der das taktantwortende Schrittintervall einstellt oder steuert.
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Weiter in Fig. 5 wird die Auswahllogik 92 eingesetzt, um die MUX 88 zu steuern.
Zusätzlich zur Auswahl der Inhalte des Halteregisters 86 kann die MUX 88 auch
die Inhalte eines Kalibrierungsregisters 94 auswählen. Das Kalibrierungsregister
94 kann einen festen Wert haben, der darin geladen ist, oder einen
programmierten Wert, der darin geladen ist. Wenn ein programmierter Wert
verwendet wird, kann dieser in das Register 94 unter Verwendung
herkömmlicher Programmierverfahren, die im Stand der Technik bekannt sind,
geladen werden (vgl. beispielsweise das U.S.-Patent 4 232 679 (Schulman) für
eine Basisbeschreibung darüber, wie ein implantierbares medizinisches Gerät
unter Verwendung eines externen Programmierers programmiert werden kann.)
Die Auswahllogik 92 wird durch ein geeignetes Auswahlsignal gesteuert. Dieses
Auswahlsignal kann ein programmierbares Befehlssignal sein, das an dem
implantierbaren Schrittmacher von einer nichtimplantierbaren
Programmiereinrichtung in herkömmlicher Weise gesendet wird. Während der
Kalibrierung, d.h. wenn die Auswahllogik 92 die Inhalte des
Kalibrierungsregisters 94 auswählt, prüft die Verarbeitungsschaltung 83 den
gemessenen Blutsauerstoft, um zu bestimmen, ob der Sensor 34 sauber arbeitet.
Denn erforderlich macht die Verarbeitungsschaltung programmierte
Einstellungen an dem Meßwert, der durch die Minimalwert-Logik 84 läuft, um
ein geeignetes Inkrement zu addieren oder davon abzuziehen.
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In Betrieb arbeitet die Kalibrierungsschaltung, die in Fig. 5 gezeigt ist, wie folgt.
Bei einem Patienten, der in Ruhe ist oder in einem anderen bekannten und
gesteuerten Aktivitätspegel, erzeugt ein wartender Arzt oder Kardiologe einen
geeigneten Befehl, um die Auswahllogik 92 anzuweisen, die Inhalte des
Kalibrierungsregister 92 als Steuerparameter auszuwählen, der in das
Steuerregister 90 geladen wird. In einem solchen Kalibrierungsmodus ist der
Schrittmacher im wesentlichen ein nichttaktantwortender Schrittmacher. Somit
hat der Arzt eine gewisse Steuerungsmöglichkeit hinsichtlich der Patientenherz-
Rate. Ferner kann in dem Kalibrierungsmodus der Inhalt des
Kaiibrierungsregisters programmierbar geändert werden auf einen gewünschten
Wert. In dem Kalibrierungsmodus mißt der Blutsauerstoff-Sensor 34 den
Blutsauerstoffgehalt, wobei der Wert dieser Messung, nachdem er digitalisiert
ist, direkt in die Verarbeitungsschaltung 83 eingegeben wird. Die
Verarbeitungsschaltung 83 (die ein Teil der Verarbeitungsschaltung der
Schrittmacherschaltungen 46 sein kann, insbesondere wenn diese Schaltungen
46 einen oder mehrere Mikroprozessoren aufweisen) bestimmt sodann, ob für die
bekannten Pegel der Aktivität und der Herzrate des Patienten die
Blutsauerstoff-Messungen etwa dort sind, wo sie sein sollten. Wenn nicht, weist
die Verarbeitungsschaltung 43 die Minimalwert-Logik 84 an, diejenigen
Einstellungen vorzunehmen, die benötigt werden, um die Blutsauerstoff-
Messungen in einen geeigneten Pegel zu bringen, bevor solche Messungen in das
Halteregister 86 übernommen werden. Auf diese Weise kann der gemessene Wert
des Blutsauerstoff eingestellt werden, wie erforderlich, um Änderungen zu
kompensieren, die in dem Sensor über die Zeit auftreten können.
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Ursprünglich werden die Inhalte der Register in dem FIFO-Speicher 82 alle mit
einem nominellen Wert geladen. Wenn jedoch aktuelle Messungen des
Blutsauerstoffs gemacht werden, ergänzen bzw. ersetzen die digitalen Werte, die
diesen Messungen entsprechen, die nominellen Werte, die ursprünglich geladen
sind. Nach einer kurzen Zeit stellen alle Werte, die in dem Registerspeicher 82
gehalten werden, die letzten n Messungen des Blutsauerstoffs dar, wobei n eine
Anzahl von Registern in dem FIFO-Registerspeicher 82 ist, die benutzt werden.
In dieser Weise bezieht sich die Minimalwert-Logik 84 immer auf die letzten n
Messungen, um den minimalen Wert zu bestimmen, der gemaß der vorliegenden
Erfindung zu verwendet ist.
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Es ist zu betonen, daß, was in Fig. 5 gezeigt ist, fünktionell ist und daß
verschiedene Veränderungen in der Art der Kalibrierung und des Betriebs leicht
von Fachleuten auf diesem Gebiet durchgeführt werden.
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Unter Bezugnahme als nächstes auf Fig. 6A wird ein vereinfachtes elektrisches
schematisches Diagramm einer analogen Ausführungsform der
Sensorverarbeitungsschaltung 44 von Fig. 2 gezeigt, während Fig. 68 ein
Zeitkurvendiagramm zeigt, das die Operation der analogen Ausführungsform von
Fig. 6A erläutert. Gemaß dieser Ausführungsform ist das Ausgangssignal von
dem Sensor 34 (Fig. 2) auf den invertierenden Eingang eines
Eingangspufferverstärkers 100 gerichtet. Eine Spitzenerfassungsschaltung 102
bestimmt sodann die Spitze des Eingangssignals über eine vorbestimmte
Zeitdauer, definiert durch ein Taktsignal, und hält diesen Wert bis zur nächsten
Zeitdauer.
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Die Umkehrung der Eingangskurve, gerichtet auf den Verstärker 100, ist als
Signalkurve 104 in Fig. 6B gezeigt. Somit stellt die Kurve 104 das Eingangssignal
VIN dar, das auf die Spitzenerfassungsschaltung 102 gerichtet ist. Obwohl dieses
Signal als ein kontinuierliches Signal gezeigt ist (womit eine kontinuierliche
Operation des Sensors 34 vorgeschlagen wird, ist zu beachten, daß es nicht
kontinuierlich sein muß. Vielmehr kann der Sender kontinuierlich für nur einen
kleinen Abschnitt eines Herzzyklus sein, wobei die Signalkurve 104 diesen
Meinen Abschnitt darstellt, oder der Sensor kann abgetastet werden mit einer
geeigneten Rate, wobei die Signalkurve 104 eine extrapolierte Darstellung des
abgetasteten Signals darstellt. In jedem Fall definiert ein Taktsignal oder dessen
Äquivalent eine Zeitdauer T, während der die Kurve 104 auf ein Spitzensignal zu
prüfen ist. (Man beachte, daß ein Spitzensignal in der Kurve 104 einem
minimalen Signal in dem Ausgangssignal von dem Sensor 34 oder einer
Minimalblut-Sauerstoffmessung entspricht.
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Sobald dieses Spitzensignal gefunden wurde, wird es gehalten bis zur nächsten
Zeitdauer T.
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Zur Erläuterung ist in Fig. 6B die Kurve 104 allgemein ansteigend während der
ersten Zeitdauer T. Der Spitzenwert der Kurve 104 tritt auf an dem Ende dieser
ersten Zeitdauer. Somit nimmt an dem Ende von T das Ausgangssignal, gezeigt
als Kurve 106 in Fig. 6B, einen Wert an, der dem Wert der Kurve 104 an dem
Ende der Zeitdauer T entspricht. In gleicher Weise wird während der zweiten
Zeitdauer, die bei 2T endet, der Spitzenwert der Kurve 104 an dem Ende der
zweiten Zeitdauer auftreten. Somit nimmt bei Beendignng von 2T das
Ausgangssignal 106 einen Wert entsprechend dem Wert der Kurve 104 an dem
Ende der Zeitdauer 2T an. Während der dritten Zeitdauer jedoch tritt die Spitze
des Signals 104 irgendwo nahe dem Beginn der Zeitdauer auf. Somit nimmt an
dem Ende bzw. Abschluß der Periode 3T die Ausgangskurve 106 einen Wert
entsprechend diesem Spitzenwert an. In ähnlicher Art und Weise nimmt die
Ausgangskurve 106 einen Wert an dem Ende jeder Periode ein, der dem
Spitzenwert der Kurve 104 während dieser Periode entspricht. Die
Ausgangskurve 106 kann sodann direkt oder indirekt (z.B. gewandelt in einen
digitalen Wert) benutzt werden als ein Maß bzw. eine Messung des minimalen
Sauerstoffgehaltes des Blutes. Gewünschtenfalls kann eine solche Messung auch
verwendet werden als Steuerparameter eines taktantwortenden Schrittmachers.
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Die Fachleute auf diesem Gebiet werden erkennen, daß die in Fig. 6A gezeigte
und in Verbindung mit Fig. 6B beschriebene Schaltung einfach eine
Spitzenerkennungs- und Halteschaltung ist, die manchmal auch als "Boxcar"-
Schaltung bezeichnet wird (da die Form der Ausgangskurve 106 dem Profil von
Güterwagen eines fahrenden Zuges ähnelt, beladen mit Cargo unterschiedlicher
Höhen. Eine solche Schaltung oder deren Äquivalent kann vorteilhaft verwendet
werden als Teil der vorliegenden Erfindung, um leicht den Minimalwert des
Blutsauerstoffs während eines bestimmten Zeitintervalls zu bestimmen.
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Fig. 6C zeigt eine exemplarische Ausführungsform der
Spitzenerfassungsschaltung von Fig. 6A; und Fig. 6D ist ein Zeitdiagramm,
welches die Beziehung zwischen den Taktsignalen erläutert, die in der
Spitzenerfassungsschaltung von Fig. 6C eingesetzt werden. Wie in diesen
Figuren zu sehen, weist die Spitzenerfassungsschaltung 102 einen Verstärker U1
auf, der ein Emitter-Folgeregler Q1 antreibt. Der Ausgang des Emitter-
Folgereglers Q1 wird mit einem Haltekondensator C1 gekoppelt. Solange die
Ausgangsspannung des Verstärkers U1 ansteigt, folgt die Spannung, die an den
Kondensator C1 angelegt ist. Sobald jedoch die Ausgangsspannung des
Verstärkers U1 unter die Spannung an dem Kondensator C1 fällt, wird der
Emitter-Basisübergang des Folgereglers Q1 zurückgespannt, wodurch er den
früheren Spannungspegel an C1 hält. Zu der geeigneten Zeit, z.B. an dem Ende
der Abtastperiode, wird ein Schalter Q3 eingeschaltet durch das Taktsignal
CLK A, was der Spannung an C1 ermöglicht, durch den Ausgangsverstärker U2
zur Ausgangssignalleitung 106 geleitet zu werden. Eine kurze Zeit danach
schaltet ein weiteres Taktsignal CLK B einen Schalter Q2 ein, was die Spannung,
die an dem Kondensator C1 gehalten wird, veranlaßt, an Masse entladen zu
werden. Diese Wirkung reinigt somit den Kondensator C1 von seiner vorherigen
Spannung, wodurch der Spannung am Kondensator C1 ermöglicht wird, den
Spitzenwert der Eingangsspannung für die nächste Zeitdauer zu suchen.
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Fig. 6D erläutert eine bevorzugte Beziehung zwischen den Taktsignalen CLK A
und CLK B. CLK A definiert die Meßdauer T. Dieser Takt kann erhalten werden
aus den Schrittmacherschaltungen 46 (Fig. 2) oder abgeleitet werden von einem
geeigneten Oszillator. Für die Zwecke der vorliegenden Erfindung muß die
Zeitdauer T nicht präzise sein. CLK B enthält dieselbe Periode wie CLK A, ist
jedoch um einen Meinen Betrag t davon verzögert. Die Länge der Verzögerung
kann Mein sein, im Bereich von Mikrosekunden. Der Zweck liegt einfach darin zu
gewährleisten, daß der Schalter Q3 ausgeschaltet ist, nachdem er angeschaltet
war, um die Ausgangsspannung an den Verstärker U2 zu liefern, bevor der
Schalter Q2 angeschaltet ist, um den Kondensator C1 zu entladen.
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Wie oben beschrieben, kann ersehen werden, daß die vorliegende Erfindung ein
genaues und verläßliches System liefert zum Bestimmen des Sauerstoffgehaltes
von venösem Blut unter Verwendung optischer Meßverfahren, d.h. die Immission
von Lichtenergie in das Blut und die Messung des Betrags der Lichtenergie, der
von dort reflektiert ist, und zwar unabhängig von Reflektion und anderer
falscher Lichtenergie, die zu der Zeit vorliegt, wenn eine bestimmte Messung
gemacht wird.
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Solch ein genaues und verläßliches System wird realisiert durch Vornehmen
mehrerer Messungen, z.B. beabstandet nahe beieinander in der Zeit, und
Aussortieren all der Messungen außer einer bzw. derjenigen, die die geringsten
Sauerstoffgehalte zeigen. Wo die Messung irgendeiner fälschlichen Lichtenergie,
verursacht durch Reflektion oder andererseits, ein oder mehrere einzelne
Messungen nachteilig beeinflussen kann (wobei solche Messungen veranlaßt
werden, die einen höheren als den aktuellen Sauerstoffgehalt anzeigen), werden
solche beeinflußten Messungen entfernt und nicht berücksichtigt.
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Wie weiter oben beschrieben, ist auch zu sehen, daß die vorliegende Erfindung
ein verlaßliches und genaues System aufweist zum Messen des
Sauerstoffgehaltes des Blutes, das von Körpergewebe zurückkehrt, welches dem
größten Sauerstoffbedarf unterliegt, welches beispielsweise der größten
physischen Tätigkeit ausgesetzt ist, obwohl solches Blut sich in dem Prozeß der
Vermischung befindet, z.B. in der rechten Vorkammer, und zwar mit Blut, das
von Körpergewebe stammt, welches nicht einem hohen Sauerstoffbedarf
ausgesetzt ist. Vorteilhafterweise ist ein solches System wiederum realisiert
durch Vornahme von vielen Messungen, z.B. zeitlich nahe beabstandet und in
Reaktion nur auf Messungen des minimalen Blutsauerstoffgehaltes und mit
Verwerfung oder Ignorierung der nichtminimalen Blutsauerstoffgehalt-
Messungen. Die minimale Blutsauerstoff-Messung stellt den Abschnitt bzw.
Bereich des wenig gemischten Blutes dar, der den geringsten Sauerstoffgehalt
hat, d.h. das Blut von Körpergewebe, welches dem größten Sauerstoffbedarf
unterliegt. Auf diese Weise liefert die vorliegende Erfindung in vorteilhafter
Weise ein System, das eine verbesserte Empfindlichkeit auf geringe Pegel von
physischer Tätigkeit bzw. Übung auch schneller antwortet als ein System, das
auf Mischungen von gut gemischtem venösen Blut beruht.
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Darüber hinaus, wie oben beschrieben, ist zu ersehen, daß die vorliegende
Erfindung ein System aufweist zur leichten und genauen Messung relevanter
Blutsauerstoff-Pegel und unter Verwendung solcher Messungen als einen
Steuerparameter in einem taktantwortenden Schrittmachersystem.
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Schließlich, wie oben angezeigt, liefert die vorliegende Erfindung ein
taktantwortendes Schrittmachersystem und/oder ein Verfahren, bei dem die
Stimulationsimpulse an ein Patientenherz auf Anforderung unter einer Rate
geliefert werden, die bestimmt wird durch den Sauerstoffgehalt des Blutes, das
von den Teilen des Patientenkörpers stammt, die dem größten Sauerstoffbedarf
ausgesetzt sind.