DE69226547T2

DE69226547T2 - Gerät zur Dauerüberwachung des hämodynamischen Zustandes eines Patienten bei Verwendung von Doppler-Ultraschall

Info

Publication number: DE69226547T2
Application number: DE69226547T
Authority: DE
Inventors: Ken Englewood Colorado 80111 Koestner; Steven M. Englewood Colorado 80111 Maas; Tibor A. Englewood Colorado 80112 Nappholz; Harry L. Jr. Aurora Colorado 80013 Valenta
Original assignee: Telectronics NV
Current assignee: Telectronics NV
Priority date: 1991-03-08
Filing date: 1992-03-05
Publication date: 1999-04-01
Anticipated expiration: 2012-03-06
Also published as: EP0503839A2; EP0503839B1; US5188106A; JPH06246010A; DE69226547D1; EP0503839A3

Description

Die Erfindung betrifft allgemein eine implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung und insbesondere eine Vorrichtung zur Durchführung einer Überwachung der Hämodynamik des Herzes und von therapeutischen Steuer- bzw. Regelvorgängen unter Verwendung von Doppler- Ultraschallmeßtechniken.

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Die vorrangige Aufgabe aller hämodynamischen Regel- bzw. Steuersysteme ist die Regulierung der kardiovaskulären Leistung. Dies kann erfolgen, indem lediglich eine begrenzte Anzahl von motorischen Reaktionen, einschließlich peripherer Reaktionen, die den Widerstand und die Kapazität peripherer Blutgefäße beeinflussen, und Reaktionen des Herzes, die das Herzausstoß- bzw. -auswurfvolumen regulieren, gesteuert werden. Die Steuerung der Herzreaktionen und nicht der peripheren motorischen Reaktionen ist für die Effektivität und Durchführbarkeit äußerst vorteilhaft. Da die Aufgabe eines hämodynamischen Steuersystems darin besteht, den Körper mit einer ausreichenden Menge von sauerstoffangereichertem Blut zu versorgen, ist das Herzausstoßvolumen, die Menge des Blutes, die pro Zeiteinheit aus dem Herz strömt, das grundlegende Maß, das bei implantierbaren Herzunterstützungsvorrichtungen von Bedeutung ist, und die beste Indikation zur Bestimmung einer angemessenen Blutversorgung. Wenn ein genaues Meßergebnis des Herzausstoßvolumens zur Verfügung steht, kann die Herzunterstützungsvorrichtung einschätzen, ob das kardiovaskuläre System die Bedürfnisse des Körpers ausreichend unterstützt.
Es gibt zwei Mechanismen zum Regulieren des Ausstoßvolumens des Herzes, die Steuerung der Herzfrequenz und die Änderung des Schlagvolumens (Blutvolumen, das während jedes Herzschlages ausgestoßen wird). Da das Herzausstoßvolumen das Multiplikationsprodukt der Herzfrequenz und des Schlagvolumens ist, könnte es so scheinen, als ob die Regulierung der Herzfrequenz mittels elektrischer Stimulation das Herzausstoßvolumen direkt bestimmt. Tatsächlich beeinflussen auch Herzfrequenzänderungen das Schlagvolumen. Die Herzfrequenz steht in einem komplexeren Verhältnis zum Herzausstoßvolumen. Der Einfluß der Herzfrequenz auf die Erhöhung oder Verringerung des Herzausstoßvolumens hängt von der relativen Amplitude der Änderungen der Frequenz und des Schlagvolumens ab. Eine Vorrichtung kann das Schlagvolumen ändern, indem sie entweder mechanische oder kontraktile Einflüsse auf das Verhalten des kardiovaskulären Systems modifiziert. Ein hämodynamisches Steuersystem kann sowohl die mechanischen Einflüsse (z. B. den Grad der diastolischen Herzkammerfüllung vor einem Ausstoß und die Größe des peripheren vaskulären Widerstands) und die Kontraktilität des Herzmuskelgewebes steuern, indem sie die kardiovaskulären Medikamentendosierungen reguliert oder die Herzfrequenz ändert, normalerweise durch Anwendung von elektrischer Stimulation.
Die Einflüsse von mechanischen und Kontraktilitätsfaktoren auf das Schlagvolumen sind eng miteinander verwoben, wobei kein einzelner Einfluß den resultierenden Blutstrom bestimmt. Beispielsweise beeinflussen Änderungen der Herzfrequenz die mechanischen Einflüsse auf das Schlagvolumen, da sie zu Schwankungen der diastolischen Herzkammerfüllmenge führen. Ebenso beeinflußt die Steuerung der Herzfrequenz die Herzkontraktilität. Eine Erhöhung und eine Verringerung der Herzfrequenz gegenüber einem vorher gehaltenen Wert erhöht die Herzkontraktionskraft. Bei vorübergehenden Änderungen der Herzfrequenz fördert eine steigende Herzfrequenz die Kontraktilität bei Frequenzen bis zu einer physiologischen Grenze, bei der weitere Herzfrequenzerhöhungen eine Verringerung der Kontraktilität bewirken. Die Komplexität der Beziehungen zwischen Herzfrequenz und Herzausstoßvolumen rechtfertigen die Messung des Herzausstoßvolumens und ihre Verwendung als hämodynamische Stellgröße in einem geschlossenen Regelsystem.
Der fundamentale Vorteil eines hämodynamischen Steuer- bzw. Regelverfahrens, das auf der Messung des Herzausstoßvolumens und seiner Verwendung zur Steuerung einer Herzunterstützungsvorrichtung beruht, ist in einer dreiphasigen Beziehung zwischen Herzausstoßvolumen und Stimulationsfrequenz dargestellt, die dargestellt ist in einem Bericht von J. L. Wessale et al. mit dem Titel "Cardiac Output Versus Pacing Rate At Rest And With Exercise In Dogs With AV Block". PACE, Vol. 11. Seite 575 (1988). Bei niedrigen Stimulationsfrequenzen (erste Phase) erhöht sich das Herzausstoßvolumen proportional zur Stimulationsfrequenz. An einem bestimmten Punkt (zweite Phase) bewirken weitere Erhöhungen der Stimulationsfrequenz, daß das Herzausstoßvolumen nur geringfügig, wenn überhaupt steigt. Bei noch höheren Stimulationsfrequenzen (dritte Phase) bewirken weitere Erhöhungen, daß sich das Herzausstoßvolumen verringert. Die Breite der zweiten Phase wird als Indikation der Pumpkapazität der Herzkammern und der Gesundheit des Herzes angesehen. Frequenzadaptive Schrittmacher können die Phase des Verhältnisses zwischen Herzausstoßvolumen und Stimulationsfrequenz bei einer gegebenen Frequenz nicht bestimmen, ohne das Herzausstoßvolumen zu messen.
Einige bekannte Vorrichtungen messen physiologische und physikalische Parameter anstelle des Herzausstoßvolumens und regulieren die Hämodynamik dementsprechend. Die hämodynamische Steuerung bei solchen Vorrichtungen erfolgt in einem offenen und nicht in einem geschlossenen Regelkreis, da die Beziehung zwischen dem aktuellen hämodynamischen Zustand, wie er vom Herzausstoßvolumen definiert wird, und dem gemessenen Steuerparameter nicht bekannt ist. Die Reaktion solcher Vorrichtungen steht in weniger direktem Zusammenhang mit der Reaktion des Herzes, da der hämodynamische Status durch einen Parameter gekennzeichnet ist, der sich lediglich in zweiter Linie auf einen solchen Status bezieht. Bekannt sind bisher eine Anzahl von Schrittmachern, die als frequenzadaptive Schrittmacher bezeichnet werden und von denen jeder die Herzfrequenz eines Patienten auf der Grundlage einer Messung reguliert, die unter Verwendung eines Sensors durchgeführt wird, um einen Parameter abzuleiten, der sich auf eine bestimmte Weise auf den Stoffwechselbedarf bezieht. Die (stimulierte oder natürliche) elektrische Herzaktivität, Körperbewegung, Atmung und Temperatur sind Beispiele für solche Parameter zur Bewertung des Stoffwechselbedarfs in einer Herzsteuervorrichtung.
Das Verfahren zur Bestimmung des Stoffwechselbedarfs unter Verwendung jedes dieser gemessenen Parameter erfordert eine vorherige Korrelation des Parameters mit dem Herzausstoßvolumen in klinischen Experimenten. Diese Korrelationsbeziehungen unterliegen einer breiten Variabilität von Patient zu Patient und bei einem einzelnen Patienten von einem Test zum nächsten. Was noch wichtiger ist, jeder der Parameter ist Einflüssen von physiologischen und physikalischen Quellen ausgesetzt, die mit dem Herzausstoßvolumen und dem Stoffwechselbedarf nicht im Zusammenhang stehen. Die Einflüsse, die sich auf diese Messungen auswirken, sind schwer verständlich und schwierig zu charakterisieren. Da ferner die erst in zweiter Linie berücksichtigten Stoffwechselindikator-Stimulationsfrequenzen das tatsächliche Ausstoßvolumen des Herzes nicht einbeziehen, können sie tatsächlich die Fähigkeit des Herzes, die notwendigen Stoffwechselbedarf zu erfüllen, behindern, wie in dem oben erwähnten Bericht von Wessale dargestellt. Infolgedessen leiden alle Erfassungs- und Steuereinrichtungen, die einen Steuerparameter verwenden, der sich erst in zweiter Linie auf das Herzausstoßvolumen und den Stoffwechselbedarf bezieht, an der Unfähigkeit, den hämodynamischen Status des kardiovaskulären Systems einzuschätzen.
Zweikammer-Herzschrittmacher sind entwickelt worden, um sequentielle Vorhof- und Herzkammerstimulationsimpulse zu erzeugen, die die physiologischen Anforderungen eines Patienten genau erfüllen. Ein herkömmlicher Zweikammer-Herzschrittmacher, wie er im US- Patent 4429697 von Nappholz et al. mit dem Titel "Dual Chamber Heart Pacer with Improved Ventricular Rate Control" am 7. Februar 1984 offenbart worden ist, weist Vorhof- und Herzkammer-Herzschlagerfassungs- und -Impulserzeugungsschaltungen auf. Es ist bekannt, daß die Ermittlung eines Herzkammer-Herzschlags oder die Erzeugung eines Herzkammerstimulationsimpulses den Zeitablauf eines Intervalls auslöst, das als VA- Verzögerung bekannt ist. Wenn vor Beendigung des VA-Verzögerungsintervalls kein Vorhof- Herzschlag erfaßt wird, wird ein Vorhofstimulationsimpuls erzeugt. Nach der Erzeugung eines Vorhofstimulationsimpulses oder einem erfaßten Vorhof-Herzschlag wird ein Intervall, das als die AV-Verzögerung bekannt ist, zeitlich festgelegt. Wenn vor Beendigung des AV- Verzögerungsintervalls kein Herzkammer-Herzschlag erfaßt wird, wird ein Herzkammerstimulationsimpuls erzeugt. Bei der Erzeugung eines Herzkammerstimulationsimpulses oder beider Erfassung eines Herzkammer-Herzschlags beginnt wiederum ein VA-Verzögerungszeitablauf. Dieses Patent beschreibt, wie das VA- Verzögerungszeitintervall in drei Teile geteilt werden kann; die Vorhof-Refraktärperiode, das Wenckebach-Zeitfenster und das P-Zackensynchronitätszeitfenster. Es umreißt die Wichtigkeit der Frequenzsteuerung zur Erhaltung der Synchronität zwischen dem Vorhof und der Herzkammer. Das Patent befaßt sich jedoch nicht mit dem Problem der Erfassung des Stoffwechselbedarfs des Patienten und der Unterscheidung zwischen hohen Vorhoffrequenzen infolge von pathologischer Tachykardie und hohen Vorhoffrequenzen, die zu erwarten sind, wenn sich der Patient körperlich betätigt. Der Zweikammer-Herzschrittmacher kann unter dem Einfluß der Vorhofsteuerung eine hohe Herzfrequenz richtig einstellen, wenn er erhöhte elektrische Aktivität erfaßt, die aus normaler körperlicher Anstrengung resultiert. Wenn das gleiche Erfassungssystem eine erhöhte elektrische Aktivität ermittelt, die aus einer pathologischen Tachykardieepisode entsteht und die ähnliche elektrische Frequenz- und Amplitudencharakteristiken hat, erhöht das System die Herzfrequenz fälschlicherweise, was die Gesundheit des Patienten gefährdet.
Durch andere Beispiele ist als Stand der Technik bekannt, daß natürliche oder evozierte (stimulierte) Herzpotentiale elektrisch erfaßt und gemessen werden und diese Signale analysiert werden, um Parameter, z. B. QT-Intervalle oder Depolarisationsgradienten des evozierten Potentials abzuleiten. Diese sind in dem am 9. Juli 1985 erteilten US-Patent 4527568 von Rickard mit dem Titel "Dual Chamber Pacer with Alternative Rate Adaptive Means and Method" bzw. in dem am 30. August 1988 erteilten US- Patent 4766900 von Callagan mit dem Titel "Rate Responsive Pacing System using the Integrated Cardiac Event Potential" offenbart. Die Wirksamkeit dieses Erfassungs- und Steuerverfahrens hängt stark von der Signalamplituden- und Zeitablaufcharakteristik der Herzdepolarisationswellenform ab, die von vielen physiologischen, pharmakologischen und elektrischen Phänomenen unberechenbar beeinflußt wird. Diese Phänomene sind schwer zu erklären und führen häufig zu einem instabilen Steuerverhalten bei Vorrichtungen, die solche Erfassungs- und Steuerverfahren verwenden.
Es ist als Stand der Technik bei Herzschrittmachern bekannt, daß die Stimulationsfrequenz auf der Grundlage der Bestimmung des Herzausstoßvolumens gesteuert wird. In einem Beispiel (Salo et al, in dem am 18. August 1987 erteilten US-Patent 4686987 mit dem Titel "Biomedical Method and Apparatus for Controlling the Administration of Therapy to a Patient in Response to Changes in Physiological Demand") schätzt die Vorrichtung das Herzausstoßvolumen anhand von intrakardialen Widerstandsmessungen zwischen zwei beabstandeten Elektroden ein, die in der rechten Herzhöhle angeordnet sind. Diese Vorrichtung mißt den Gewebewiderstand, indem dem Körper durch eine Elektrode unterhalb einer Schwelle liegende (nichtstimulierende) elektrische Stromimpulsen zugeführt werden und der Strom in einer zweiten Elektrode ermittelt wird. Aus den Änderungen des Widerstands schätzt die Vorrichtung Änderungen des linken Herzkammervolumens, indem sie die Meßergebnisse über die Zeit integriert, was zur Schätzung des Herzausstoßvolumens führt. Leider ist es ein Nachteil bei der Verwendung des Widerstands als Steuerparameter, daß keine zuverlässige Beziehung zwischen Widerstand und tatsächlichem Herzausstoßvolumen besteht, die als Grundlage für die Steuerung erwünscht ist. Wenn eine Vorrichtung den Widerstand nur mit zwei Elektroden mißt, treten Bruttovolumennäherungsfehler auf, die sich während des Integrationsprozesses, der zur Bestimmung des Herzausstoßvolumens führt, vergrößern. Da die Elektroden außerdem notwendigerweise in die rechte und nicht in die linke Herzkammer implantiert werden (die linke Herzkammer ist nicht zugänglich) und die Schätzung des linken Herzkammervolumens daher sehr grob und ungenau ist, ist die Herzausstoßvolumenschätzung, die unter Verwendung von Widerstandstechniken abgeleitet wird, sehr anfällig gegen kumulative Fehler in jedem der Integrationsschritte. Ferner erzeugen fremde Einflüsse auf das Widerstandssignal, z. B. Geräusche durch Atmung, Änderungen in der Position des Patienten und elektrische Störungen, ein starkes Rauschsignal und führen zu weiteren Fehlern.
Eine neuere Entwicklung bei der Herzüberwachung und -steuerung ist der implantierbare Drucksensor. Schroeppel beschreibt ein Beispiel einer solchen Steuerung in dem am 24. November 1987 erteilten US-Patent 4708143 mit dem Titel "Method for Controlling Pacing of a Heart in Response to Changes in Stroke Volume". Gegenwärtige Herzsteuersysteme, die Drucksensoren verwenden, messen den Vorhof- und den Venendruck, um absolute und relative Druckänderungen während des Herzzyklus zu bestimmen, um Zeitintervalle zwischen elektrophysiologischen Phänomenen zu messen und eine Schätzung des Herzausstoß- oder Schlagvolumens aus diesen Messungen abzuleiten. Drucksensoren, auch wenn diese auf effektivste Weise verwendet werden, sind nur an Stellen implantierbar, die eine direkte Druckmessung im rechten Herz und nicht in der linken Herzkammer erlauben. Durch Messungen in der rechten Herzkammer läßt sich der tatsächliche hämodynamische Zustand des Patienten schlecht schätzen.
Es ist als Stand der Technik bekannt, daß nichtinvasive Doppler- Ultraschalltechniken verwendet werden, um die maximale Blutstromgeschwindigkeit in der Aorta oder der Lungenarterie zu messen und das Herzausstoßvolumen als Produkt aus der mittleren Zeitdurchschnittsgeschwindigkeit und dem geschätzten Querschnitt zu bestimmen. Eine solche Verwendung von Doppler-Ultraschalltechniken ist von Colley et al. in dem am 16. März 1982 erteilten US-Patent 4319580 mit dem Titel "Method for Detecting Air Emboli in the Blood in an Intracorporeal Blood Vessel" beschrieben. Die Vorrichtungen verwenden diese bekannten Ultraschalltechniken, um die kardiovaskuläre Hämodynamik zu überwachen, indem sie das Herzausstoßvolumen und das Schlagvolumen messen, diese Messungen jedoch nicht verwenden, um Herzfunktionen zu steuern.
Das US-Patent 4531936 betrifft eine Vorrichtung und ein verfahren zur selektiven Verabreichung von Medikamenten an den Herzmuskel. Dosen eines Medikaments oder therapeutischen Mittels können in Koordination mit zeitlich festgelegtem Aufblasen und Entleeren eines Ballons während der Diastole des Herzes verabreicht werden.
EP 0140472 betrifft einen schlagvolumengesteuerten Schrittmacher mit den Merkmalen, die in den Oberbegriff von Anspruch 1 definiert sind.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine hämodynamische Steuervorrichtung bereitgestellt, wie im kennzeichnenden Teil von Anspruch 1 nachstehend definiert.
Wenn Doppler-Ultraschallmeßtechniken in Verbindung mit hämodynamischen Überwachungs- und herztherapeutischen Steuervorgängen verwendet werden, wird Blut Ultraschallwellen ausgesetzt, und zurückkehrende Echos werden verarbeitet, um den Tonsignalteil der Doppler- Ultraschallsignale zu extrahieren, der wiederum analysiert wird, um eine charakteristische Messung des hämodynamischen Zustands eines Patienten zu quantifizieren. Diese charakteristische Messung des hämodynamischen Zustands beruht auf dem vom Herz kommenden Blutstromvolumen, der Herzkontraktilität oder einer Kombination aus den beiden Parametern. Der hämodynamische Zustand kann in Form des Herzausstoßvolumens, des Schlagvolumens oder der Herzmuskelkontraktilität quantifiziert werden. Wenn eine solche charakteristische Messung des hämodynamischen Zustands quantifiziert ist, verwendet die Vorrichtung diese, um eine medizinische Therapie in einem geschlossenen Regelsystem zu steuern. Die offenbarte Vorrichtung ist in Herzschrittmachern, Tachykardiereversionsvorrichtungen, Defibrillatoren, Medikamenteninfusionspumpen und anderen implantierbaren Herzunterstützungsvorrichtungen verwendbar.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung mißt eine implantierbare hämodynamische Steuervorrichtung das Herzausstoßvolumen unter Verwendung von Doppler- Ultraschalltechniken genau, um das Ausstoßvolumen des Blutes, das aus dem Herz strömt, dauerhaft zu überwachen. Der Doppler-Ultraschallwandler ist an einem Katheter angeordnet, der in die rechten Herzkammern des Herzes oder in die Vena cava superior so implantiert ist, daß die Schallachse des Ultraschallstrahls zur Aortenwurzel gerichtet ist. Dieses Implantationsverfahren ermöglicht eine sehr genaue Ermittlung der Änderungen der relativen Blutmenge, die aus der linken Herzkammer des Herzes strömt. Was wichtig ist, diese Implantationstechnik erfordert nur Verfahren, die nach dem Stand der Technik in der Elektrophysiologie entsprechen. Nach dem Erfassen des Herzausstoßvolumens leitet die Vorrichtung einen Steuerparameter zum Steuern des hämodynamischen Zustands des Patienten ab. Dieser Vorgang erfordert keine Schätzung der Größe von Blutgefäßen, eine Schwierigkeit, die bei Verfahren auftritt, die als Stand der Technik der Ultraschallmessung bekannt sind. Das hämodynamische Steuersystem wendet dann eine Therapie an, die auf dem Wert des hämodynamischen Steuerparameters beruht.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung unterscheidet sich von bekannten Herzmeßvorrichtungen dadurch, daß sie Doppler-Ultraschalltechniken verwendet, um einen Parameter in einer automatischen Regelung abzuleiten, der auf dem Herzausstoßvolumen oder Schlagvolumen beruht, um eine hämodynamische Therapie zu regulieren. Der Regelparameter erlaubt es, daß die Vorrichtung eine elektrische Stimulationstherapie steuert (z. B. Bradykardiestimulation, Antitachykardiestimulation, Kardioversion oder Defibrillation), indem eine oder mehrere folgender Größen verändert werden: Stimulationszeitpunkt, -frequenz, -amplitude, -dauer, -impulsmorphologie und -struktur. Ein Herzschrittmacher kann den gemessenen Blutstromparameter verwenden, um den Stimulationsabgabezeitpunkt, die Stimulationsfrequenz, den Stimulationsmodus und die Parameter zu steuern, die den Stimulationsimpuls definieren einschließlich Reizamplitude, -dauer, -phase und -morphologie. Der Parameter kann auch eine implantierbare Medikamenteninfusionspumpe steuern, indem er den Zeitpunkt und Dosierung einer pharmazeutischen Substanz bei einer Medikamententherapie verändert.
Um das Herzausstoßvolumen unter Verwendung von Doppler-Ultraschallverfahren zu messen, hat die erfindungsgemäße Vorrichtung einen Wandler, der zur betreffenden Arterie gerichtet ist. In der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist ein sehr kleiner Ultraschallwandler in die Vena cava superior oder den hohen rechten Vorhof implantiert und zur ansteigenden Aorta gerichtet. Den Ultraschallstrahl zur aufsteigenden Aorta und zum Aortenbogen zu richten, ist die beste Technik zur Messung des Herzausstoßvolumens und des Schlagvolumens unter Verwendung von Doppler-Ultraschalltechniken. Das resultierende Meßergebnis zeigt am besten den Blutstrom in der Aorta an und ist ein nützliches und quantitatives Maß für den relativen systematischen Strom. Es ist wichtig, daß ein Schrittmacher mit dieser Sensorkonfiguration unter Verwendung von Standardimplantationstechniken implantierbar ist.
Der Wandler strahlt akustische Energie mit Ultraschallfrequenzen ab, dann bestimmt die Vorrichtung die Blutstromgeschwindigkeit, indem sie die resultierenden Echosignale empfängt und verarbeitet und die Frequenzverschiebung der zurückkehrenden Echos im Vergleich zu den gesendeten Wellen mißt. Das Integral der mittleren Geschwindigkeitskurve ist eine genaue Darstellung des Schlagvolumens und des Herzausstoßvolumens. Das Integral der mittleren Geschwindigkeitskurve wird auf einfache Weise unter Verwendung von Doppler- Ultraschalltechniken gemessen und ist eine Größe, die als der beste Indikator des Schlagvolumens und des Herzausstoßvolumens angesehen wird. Doppler-Ultraschall sorgt nicht für die Bestimmung der Durchschnittsgeschwindigkeit, sondern mißt die höchste Momentangeschwindigkeit, die im Ultraschallfeld beobachtet wird. Die Messung der maximalen Blutstromgeschwindigkeit, die mit Dopplertechniken durchgeführt wird, nähert sich sehr dem mittleren Geschwindigkeitswert. Die Messungen des Schlagvolumens und des Herzausstoßvolumens korrelieren ihrerseits stark mit der maximalen Blutstromgeschwindigkeit.
Die Aufgabe von bekannten nichtinvasiven Ultraschallmeßvorrichtungen ist es, eine absolute Größe für das Herzausstoßvolumen abzuleiten. Dies erfordert die Messung des Querschnitts des Blutgefäßes, die Messung und Integration der Blutgeschwindigkeit, die Multiplikation des Querschnitts und des Blutvolumenstroms, um das Herzausstoßvolumen oder das Schlagvolumen zu bestimmen, und die Kalibrierung des Systems unter Verwendung von gemessenen oder geschätzten Koeffizienten, um die Ergebnisse mit den Ergebnissen genauerer kardiovaskulärer Prüfverfahren, z. B. Farbstoffindikatortechniken, zu korrelieren. Im Gegensatz dazu ist es die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, einen Mechanismus zur Steuerung der Hämodynamik bereitzustellen. Diese Aufgabe erfordert absolute Messungen des Herzausstoßvolumens und des Schlagvolumens. Relative Änderungen des Herzausstoßvolumens und des Schlagvolumens, die sich aufgrund von Änderungen der physiologischen Anforderungen des Körpers ergeben und durch elektrische Stimulation oder Medikamententherapie verändert werden, sind zur Steuerung einer implantierbaren Vorrichtung äußerst wertvoll. Anders als bei den bekannten Vorrichtungen, die nicht für eine Implantation in den Körper geeignet sind, bestimmt die beschriebene Ausführungsform der Erfindung relative Änderungen des Herzausstoßvolumens des Schlagvolumens und keine absoluten Größen. Die Schätzung des Blutgefäßquerschnitts ist nicht notwendig.
Die bevorzugte Ausführung der vorliegenden Erfindung ist eine hämodynamische Steuervorrichtung, die als Herzschrittmacher arbeitet, der entweder im Zweikammermodus (DDDR) oder im Einkammermodus (VVIR) arbeiten kann. In einem DDDR-Modus arbeiten Vorhof und Herzkammer synchron. Bei hohen Vorhoffrequenzen kann dieses Synchronverhalten unzureichend oder schädlich sein. Der Schrittmacher ermittelt, wenn Synchronverhalten schädlich ist, indem er das Herzausstoßvolumen für jeden Herzzyklus mißt. Während eine zunehmende Vorhoffrequenz eine Erhöhung des Herzausstoßvolumens bewirkt (Phase 1), läßt es der Schrittmacher zu, daß die Herzkammer auf die Vorhoffrequenz reagiert. Wenn weitere Erhöhungen der Vorhoffrequenz zu einer bleibenden Verschlechterung des Herzausstoßvolumens führen (Phase 2), läßt der Schrittmacher keine Synchronstimulation mehr zu. Durch Messung des Herzausstoßvolumens bestimmt es der Schrittmacher, wenn die Herzkammeraktivität nicht den natürlichen Vorhof-Herzschlägen folgen sollte und stellt sich demzufolge auf den VVIR- Stimulationsmodus ein. Außerdem kann der Schrittmacher anhand einer Indikation des Herzausstoßvolumens oder der Kontraktilität bestimmen, ob das Herz erfolgreich auf einen Stimulationsreiz einer bestimmten Amplitude oder Impulsdauer reagiert, woraufhin der Schrittmacher auf sichere Weise die Amplitude und die Dauer verringern kann, um die Energieaufwand und Unbehagen des Patienten zu minimieren, während eine ausreichende Hämodynamik erhalten bleibt.
Weitere Aufgaben, Merkmale und Vorteile unserer Erfindung werden bei der Lektüre der nachfolgenden ausführlichen Beschreibung in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen deutlich.

KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Fig. 1 ist eine der Deutlichkeit wegen teilweise geschnittene, perspektivische Teilansicht einer Ausführungsform der Erfindung, die einen Schrittmacher, einen Katheter oder eine Zuleitung und einen Doppler-Ultraschallsensor zeigt, der im anatomischen Kontext einer kardiovaskulären Umgebung dargestellt ist, in die das System implantiert ist;
Fig. 2 ist eine der Deutlichkeit wegen teilweise geschnittene, vergrößerte Teilansicht der in Fig. 1 dargestellten Zuleitung;
Fig. 3 ist eine der Deutlichkeit wegen teilweise geschnittene, perspektivische Teilansicht einer zweiten Ausführungsform der Erfindung, die den Schrittmacher, die Zuleitung und den Doppler-Ultraschallsensor zeigt, der im anatomischen Kontext einer kardiovaskulären Umgebung dargestellt ist, in die das System implantiert ist;
Fig. 4 ist eine der Deutlichkeit halber teilweise geschnittene, vergrößerte Teilansicht der in Fig. 3 dargestellten Zuleitung;
Fig. 5 ist, wie Fig. 4, eine vergrößerte Teilansicht einer weiteren Ausführungsform der Zuleitung gemäß Fig. 3;
Fig. 6 ist eine perspektivische Teilansicht des Doppler-Ultraschallschwingquarzes, der von der in Fig. 5 dargestellten Zuleitung getragen wird;
Fig. 7 ist eine perspektivische Teilansicht einer dritten Ausführungsform der Erfindung, die eine dauerhaft implantierbare periphere vaskuläre Überwachungsvorrichtung darstellt, mit einer Zuleitung und einem Doppler-Ultraschallsensor, die im anatomischen Kontext einer peripheren vaskulären Umgebung dargestellt sind, in die das System implantiert ist;
Fig. 8 weist eine Serie von entlang einer Zeitachse dargestellten Diagrammen eines intrakardialen Elektrogramms, einer Doppler-Wellenform und eines differenzierten Doppler- Signals, wobei eine zeitliche Entsprechung zwischen verschiedenen Signalen zeigt;
Fig. 9 ist ein allgemeines schematisches Blockschaltbild einer zu Darstellungszwecken geeigneten Ausführungsform der Erfindung;
Fig. 10 ist ein allgemeines Blockschaltbild einer Doppler-Signalprozessorschaltung, die einen der Blöcke gemäß Fig. 9 umfaßt;
Fig. 11 ist ein allgemeines Blockschaltbild einer Doppler-Signalprozessorschaltung. die einen der Blöcke gemäß Fig. 9 umfaßt, wobei sich ein Teil der Schaltung in der Zuleitung befindet, die in Fig. 5 dargestellt ist;
Fig. 12 ist ein Flußdiagramm, das den Zeitablauf, die Herzereignisermittlung und Arbeitsschritte darstellt, die in der Darstellungszwecken dienenden Ausführungsform der Erfindung ausgeführt werden, die in Fig. 9 dargestellt ist;
Fig. 13 ist ein Blockschaltbild, das die Elemente eines implantierten Medikamenteninfusionspumpen-Controllers und seiner Verbindungen mit dem Doppler- Signalprozessor darstellt; und
Fig. 14 ist ein Flußdiagramm, das die Arbeitsschritte einer Infusionspumpensteuerparameterabweichung darstellt, die von der Ausführungsform der Erfindung gemäß Fig. 13 ausgeführt werden.

AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG

Fig. 1 und 2 stellen ein erstes Beispiel einer insgesamt mit 5A bezeichneten Her oder -therapievorrichtung in Form eines Herzschrittmachers 10 mit einem Vorhof- Herzkatheter oder einer Zuleitung 12 dar, die den Schrittmacher 10 physisch und elektrisch mit einer Vorhofstimulations-Endelektrode 80 verbindet. Die Vorhof-Herzzuleitung 12 erstreckt sich vom Schrittmacher 10 durch das kardiovaskuläre System eines Patienten von einer Vene 81, die zur Vena cava superior 82 führt, durch den rechten Vorhof 83 und erstreckt sich in den hohen rechten Vorhof oder den Vorhofanhang 84 des Herzes 11, wo die Vorhofstimulations-Endelektrode 80 implantiert ist. Es ist als Stand der Technik bekannt, daß Doppler-Ultraschallsonden in einer implantierten Umgebung eine lange Lebensdauer haben.
Die Vorhofstimulations-Endelektrode 80 ist unter Verwendung eines aktiven Befestigungsmechanismus. z. B. einer Vorhofzuleitungsspiralfeder 85 (in Fig. 2 dargestellt) in den hohen rechten Vorhof oder den Vorhofanhang 84 implantiert. Ein röhrenförmiger piezoelektrischer Ultraschallwandler 86 ist nahe der Vorhofstimulations- Endelektrode 80 an der Vorhof-Herzzuleitung 12 befestigt. Die Implantation der Vorhofstimulations-Endelektrode 80 wird so durchgeführt, daß die Ultraschallstrahlachse des Schwingquarz-Ultraschallwandlers 86 zur aufsteigenden Aorta 87 und in diese hinein gerichtet ist, was die Messung des Blutes ermöglicht, das in der aufsteigenden Aorta 87 strömt. Die Implantation der Katheter und Sensoren erfordert somit lediglich die Verwendung von herkömmlichen auf Kathetereinsatz beruhenden Rechtsherztechniken. Aus dieser Messung des Blutstroms leitet die Vorrichtung 5A eine Messung des Herzausstoßvolumens an der Aortenwurzel 88 ab. Die Möglichkeit, das Herzausstoßvolumen an der Aortenwurzel unter Verwendung von Doppler-Ultraschall zu messen, ist wichtig, da sie die Durchführung eines vollständig geschlossenen Regelsystems des Herzes zum Überwachen und Steuern des Blutstroms ermöglicht. Die automatische Steuerung des Stoffwechselbedarfs und des hämodynamischen Zustands ist nur möglich, wenn das Herzausstoßvolumen an der Aortenwurzel bekannt ist.
Fig. 2 zeigt den Vorhof-Herzzuleitungsabschnitt 12 der Vorrichtung 5A ausführlicher und stellt die Anordnung aus einem ringförmigen piezoelektrischen Ultraschallwandler 86 relativ zur Zuleitung 12, einer Vorhofstimulations-Ringelektrode 89, einer Vorhofstimulations-Endelektrode 80 und einer Vorhofzuleitungsspiralfeder 85 dar. Eine aktive Befestigungsvorrichtung, z. B. die Vorhofzuleitungsspiralfeder 85, wird normalerweise am Vorhofgewebe befestigt, wenn ein geeignetes Aktivierungsteil oder ein Mandrin (nicht dargestellt), das bzw. der durch das Lumen 150 des Katheters 12 geführt werden kann, in einen Schlitz 152 in einem drehbar gelagerten Schraubteil 153 eingreift und gedreht wird, wie bekannt. Zwei Drahtspulenleiter 62 und 63, die durch einen dazwischenliegenden Isolierschlauch 154 getrennt sind, erstrecken sich in Längsrichtung innerhalb des äußeren Isolierschlauchs 151, um die Vorhofstimulations-Ringelektrode 89 bzw. die Vorhofstimulations-Endelektrode 80 mittels eines geeigneten Verbinders (nicht dargestellt) mit dem Schrittmacher 10 zu verbinden. Der ringförmige piezoelektrische Ultraschallwandler 86 sendet und empfängt durch ein Epoxidharzfenster 76 Ultraschallenergie, die mittels eines ringförmigen Ultraschallschwingquarzes 75 erzeugt wird, der an einem Epoxidharzträgermaterial befestigt ist, das hohle Glaskugeln 77 enthält. Das Epoxidharzfenster 76 kann aus Polyethylen oder Parazylen bestehen. Die hohlen Glaskugeln 77 haben eine dämpfende Wirkung auf die empfangene Ultraschallenergie. Der Ultraschallschwingquarz 75 ist mittels eines Mikrokoaxialkabels 78 mit einer Ultraschallsignalverarbeitungsschaltung (in dieser Figur nicht dargestellt) im Schrittmacher 10 elektrisch verbunden.
Fig. 3 und 4 zeigen ein weites Beispiel einer insgesamt mit 5B bezeichneten Herzunterstützungs- oder -therapievorrichtung in Form eines Schrittmachers 10 mit einem Herzkammer- Herzkatheter oder einer Zuleitung 13, der bzw. die den Schrittmacher 10 mit der Herzkammerstimulations-Endelektrode 91 physisch und elektrisch verbindet. Die Herzkammer- Herzzuleitung 13 erstreckt sich vom Schrittmacher 10 durch das kardiovaskuläre System eines Patienten von einer Vene 81, die zur Vena cava superior 82 führt, durch den rechten Vorhof 83 und dann in die rechte Herzkammer 90 des Herzes 11, wo die Herzkammerstimulations-Endelektrode 91 implantiert ist.
Die Herzkammerstimulations-Endelektrode 91 ist in die Spitze der rechten Herzkammer 90 implantiert, und zwar unter Verwendung von üblichen Elektrophysiologietechniken, wobei ein aktiver Befestigungsmechanismus, z. B. eine Herzkammer-Zuleitungsspiralfeder 93 (in Fig. 4 dargestellt) die Elektrode am Herzgewebe befestigt. An einer geeigneten Stelle an der Herzkammer-Herzzuleitung 13 umgibt ein zylindrischer piezoelektrischer Ultraschallwandler 92, der die Form eines Schlauches oder eines Ringes hat, die Herzkammer-Herzzuleitung 13 und ist mit dieser elektrisch verbunden. Die Implantation der Herzkammerstimulations-Endelektrode 91 wird so durchgeführt, daß sich der zylindrische piezoelektrische Wandler 92 in der Vena cava superior 82 oder oben im rechten Vorhof 83 befindet. Der Schrittmacher 10 erregt den Ultraschallwandler 92 elektrisch, wodurch bewirkt wird, daß die piezoelektrischen Elemente des Wandlers Ultraschallwellen emittiert, die sich in alle Richtungen senkrecht zur Oberfläche des zylindrischen Wandlers 92 erstrecken. Die emittierten Ultraschallwellen tasten das Blut und das Gewebe in einer nahezu kugeligen Struktur ab. Da die aufsteigende Aorta 87 charakteristischerweise das größte Blutvolumen und die höchste Blutstromgeschwindigkeit innerhalb des Erfassungsbereichs des Wandlers hat, reflektieren die zum Wandler 92 zurückkehrenden Ultraschallsignale mit der größten Amplitude in erster Linie den Einfluß des Blutstroms innerhalb der aufsteigenden Aorta. Die Signale, die von anderen Blutgefäßen zurückkehren, werden vom dazwischenliegenden Gewebe gedämpft und haben eine viel geringere Amplitude. Die Steuerschaltung des Schrittmachers 10 klassifiziert diese fremden Signale als Hintergrundrauschen.
Fig. 4 zeigt den Herzkammer-Herzzuleitungsabschnitt 13 der Vorrichtung 5B ausführlicher und stellt die Anordnung aus einem zylindrischen piezoelektrischen Ultraschallwandler 92, einer Herzkammerstimulations-Ringelektrode 68, der Stimulations- Endelektrode 91 und der Herzkammer-Zuleitungsspiralfeder 93 dar. Eine aktive Befestigungsvorrichtung, z. B. die Herzkammer-Zuleitungsspiralfeder 93, wird normalerweise am Herzkammergewebe befestigt, wenn ein geeignetes Aktivierungsteil oder ein Mandrin (nicht dargestellt), das bzw. der im Lumen 155 des Katheters 13 angeordnet wird, in einen Schlitz 157 in einem drehbar gelagertes Schraubteil 158 eingreift und gedreht wird. Zwei Drahtspulenleiter 66 und 65, die durch einen dazwischenliegenden Isolierschlauch 159 getrennt sind, erstrecken sich in Längsrichtung in einem äußeren Isolierschlauch 156, um die Herzkammerstimulations-Ringelektrode 68 bzw. die Herzkammerstimulations-Endelektrode 80 mittels eines geeigneten Verbinders (nicht dargestellt) mit dem Schrittmacher 10 zu verbinden. Der zylindrische piezoelektrische Ultraschallwandler 92 weist einen zylindrischen Schwingquarz 160 auf, der zwischen einem Epoxidharzfenster 161 außen und einem Epoxidharzsubstrat 162 innen positioniert ist. Das Epoxidharzsubstrat 162 ist mit hohlen Glaskugeln gefüllt, um die empfangene Ultraschallenergie zu dämpfen. Der zylindrische Schwingquarz 160 ist mit einer Ultraschallsignalverarbeitungsschaltung (in dieser Figur nicht dargestellt) im Schrittmacher 10 elektrisch verbunden, und zwar mittels eines Mikrokoaxialkabels 163, das zwischen einem äußeren Isolierschlauch 156, der die Spule 66 umgibt, und einer äußeren Silastikhülle 67 angeordnet ist. Wenn die Herzkammerstimulations-Endelektrode 91 in der Spitze der rechten Herzkammer 90 gemäß Fig. 3 implantiert wird, wird die Länge des Abschnitts der Zuleitung, die sich von der Stimulations-Endelektrode 91 bis zum zylindrischen piezoelektrischen Ultraschallwandler 92 erstreckt, so gewählt, daß der Wandler entweder in der Vena cava superior 82 oder oben im rechten Vorhof 83 gemäß Fig. 3 angeordnet werden kann, wie es der Chirurg wünscht. Auf diese Weise implantiert ein Chirurg die Katheter und Sensoren unter Verwendung von herkömmlichen auf Kathetereinsatz beruhenden Rechtsherztechniken.
Fig. 5 zeigt eine zusätzliche Ausführungsform des Herzkammer- Herzzuleitungsabschnitts 13 der Vorrichtung 5B, der bereits in Fig. 4 dargestellt worden ist. Die Ausführungsform gemäß Fig. 5 weist eine Sonde IC und eine sehr kleine integrierte Schaltung 71 auf, die eine Hochfrequenzsignalverarbeitung von Ultraschallsignalen durchführt. Fig. 5 stellt die Anordnung aus einem zylindrischen piezoelektrischen Ultraschallwandler 92, der Herzkammerstimulations-Ringelektrode 68, der Herzkammerstimulations-Endelektrode 91 und der Herzkammer-Zuleitungsspiralfeder 93 dar. Wie oben wird die Herzkammer-Zuleitungsspiralfeder 93 am Herzkammergewebe mit einem geeigneten Aktivierungsteil oder Mandrin (nicht dargestellt) befestigt, das bzw. der durch ein Lumen 155 eingeführt und in Eingriff mit dem Schlitz 157 in einem drehbar gelagerten Schraubteil 158 gebracht und gedreht wird. Zwei Drahtspulenleiter 66 und 65, die durch einen dazwischenliegenden Isolierschlauch 159 getrennt sind, erstrecken sich in Längsrichtung in einem äußeren Isolierschlauch 156, um die Herzkammerstimulations- Ringelektrode 68 bzw. die Herzkammerstimulations-Endlektrode 91 mittels eines geeigneten Verbinders (nicht dargestellt) mit dem Schrittmacher 10 zu verbinden. Der zylindrische piezoelektrische Ultraschallwandler 92 weist einen zylindrischen Ultraschallsende- und einen zylindrischen Ultraschallempfangsschwingquarz 175 bzw. 176 auf, die zwischen einem Epoxidharzfenster 161 außen und einem Epoxidharzsubstrat 162 innen positioniert sind. Das Epoxidharzsubstrat 162 ist mit hohlen Glaskugeln gefüllt, um die empfangene Ultraschallenergie zu dämpfen.
Die Sonde IC 71 ist über entsprechende Leiterpaare, die mit 175a und 176a bezeichnet sind, mit einem zylindrischen Ultraschallsendeschwingquarz 175 und einem zylindrischen Ultraschallempfangsschwingquarz 176 elektrisch verbunden. Sie ist an der äußeren Spule 66 im Ultraschallwandler 92 angeordnet. Die Sonde IC 71 verarbeitet die hochfrequenten Ultraschallsignale zu niederfrequenten Daten, wodurch vermieden wird, daß das Mikrokoaxialkabel 163 (Fig. 4) hochfrequente Signale an den Schrittmacher 10 übertragen muß. Wenn man das Mikrokoaxialkabel gemäß Fig. 4 durch zwei Drähte, Iout 171 und Vsupply 171, ersetzt, wird insofern Energie gespart, als Verluste entlang dem Kabel vermieden werden, und ein Kabelbruch des nichtflexiblen Kabels ist ausgeschlossen, der durch Langzeitbiegung des Katheters bewirkt wird, was bei einem implantierbaren System verbreitet ist. Vsupply 171, der eine dritte Spule sein kann, ist zwischen den äußeren Isolierschlauch 156 und die äußere Silastikhülle 67 angeordnet. Um die Anzahl der Drähte, im Katheter zu verringern, wodurch die Wahrscheinlichkeit eines Kabelbruchs verringert wird, ist Iout 177 mit dem Drahtspulenleiter 66 elektrisch verbunden, der die Stimulations-Ringelektrode 68 und den Schrittmacher 10 miteinander verbindet. Es ist erwünscht, die Anzahl der Drähte im Katheter zu begrenzen, um Kabelbruch in einer dauerhaft implantierten Vorrichtung zu vermeiden. Da Blut hauptsächlich nach einem Herzkammer-Herzschlag aus dem Herz strömt, kann die Vorrichtung, wenn elektrische Herzinformation bedeutungslos ist und die Schrittmacherstimulation gesperrt ist, einen Stimulations- und Erfassungsdraht verwenden, um Blutstrominformation zu transportieren.
Bei einer dauerhaft implantierten Vorrichtung ist es erwünscht. Leistung dadurch zu sparen, daß gesendete Ultraschallenergie auf einer Seite des Katheters konzentriert wird und die Richtung der Konzentration zur Aorta gerichtet ist. Gemäß Fig. 6 besteht der zylindrische Ultraschallwandler 92 aus drei zylindrischen Schichten, dem äußeren Epoxidharzfenster 161, den dazwischenliegenden zylindrischen Ultraschallschwingquarzen 175 und 176 und dem inneren Epoxidharzsubstrat 162, die alle das Lumen 155 der Zuleitung 13 gemäß Fig. 5 umgeben. Der zylindrische Ultraschallsendeschwingquarz 175 liegt nahe am zylindrischen Ultraschallempfangsschwingquarz 176 in der zylindrischen Zwischenschicht. Jeder Schwingquarz 175 und 176 ist mit der Sonde IC 71 mittels einer entsprechenden Schaltung elektrisch verbunden, die zwei Ultraschallelektroden, eine innere zylindrische Elektrode, die an der Innenfläche jedes Schwingquarzes befestigt ist, und eine äußere zylindrische Elektrode aufweist, die an der Außenfläche des Schwingquarzes befestigt ist. Die innere 190 und die äußere 191 Ultraschallelektrode verbinden den Sendeschwingquarz 175 mit der Sonde IC 71 (nicht dargestellt in Fig. 6) über Leiter 190a bzw. 191a, die dem in der Zeichnung dargestellten Leiterpaar 175a in Fig. 5 entsprechen. Die innere 192 und die äußere 193 Ultraschallelektrode verbinden den Empfangsschwingquarz 176 mit der Sonde IC 71 über Leiter 192a bzw. 193a, die dem in der Zeichnung dargestellten Leiterpaar 176a in Fig. 5 entsprechen. Ein Verfahren zur Konzentration der gesendeten Ultraschalleistung besteht darin, Ultraschallelektrodenmaterial (z. B. Platin) nur auf eine Seite der Ultraschallwandler 175 und 176 aufzubringen. In der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung bedeckt das Elektrodenmaterial einen Halbkreisbogen von etwa 60º, wobei es sich über die Länge der Längsachse der Sende- und Empfangsschwingquarzzylinder erstreckt. Die äußeren Elektroden 191 und 193 werden durch Ätzen im Grenzbereich zwischen dem Sende- und dem Empfangsschwingquarz getrennt. Die inneren Elektroden 190 und 192 werden auf die gleiche Weise getrennt. Durch derartige Einschränkung des Anordnung des Elektrodenmaterials sendet und empfängt der Wandler nur von der beschichteten Seite des Katheters 13. Im implantierten Zustand ist die Vorrichtung so ausgerichtet, daß diese beschichtete Seite zur Aorta gerichtet ist.
Obwohl die Ausführungsformen 5A (Fig. 1 und 2) und 58 (Fig. 3, 4, 5 und 6) der Herzunterstützungs- oder -therapievorrichtung Einkammer-Schrittmacher darstellen, die Herzsignale unter Verwendung von Zuleitungen erfassen, die im bipolaren Modus angeschlossen sind, ist es verständlich, daß weitere Ausführungsformen, z. B. unipolare Einkammer-Schrittmacher, unipolare oder bipolare Zweikammer-Schrittmacher oder Herzunterstützungs- oder -therapievorrichtungen z. B. ein Kardioverter oder Defibrillator, der nicht als Schrittmacher arbeitet, in den Schutzbereich der Erfindung eingeschlossen sind. Bei einer Herzunterstützungs- oder -therapievorrichtung, die keine Stimulation durchführt, sind die Zuleitungen 12 oder 13 durch Zuleitungen ersetzt, die keine Stimulations-Endelektroden 80 oder 91 und keine Ringelektroden 89 oder 68 aufweisen. Außerdem ist verständlich, daß die Erfindung ein Schrittmachersystem sein kann, das Stimulationszuleitungen aufweist, die physisch von einem Ultraschallkatheter oder einer Ultraschall-Zuleitung getrennt sind.
Fig. 7 zeigt eine dritte Ausführungsform der Herzunterstützungs- oder -therapievorrichtung 5C in Form eines dauerhaft implantierbaren, peripheren vaskulären Überwachungscontrollers 24 mit einem peripheren vaskulären Katheter oder einer entsprechenden Zuleitung 26, die den Controller 24 mit einem peripheren zylindrischen piezoelektrischen Ultraschallwandler 28 physisch und elektrisch verbindet. An einer Stelle entlang der Länge des Katheters 26 ist der zylindrische piezoelektrische Wandler 28, der dem Ultraschallwandler 92 gemäß Fig. 4 ähnlich ist, am Katheter 26 befestigt und umgibt diesen. An diesem Punkt, dessen Stelle so gewählt wird, daß der Wandler 28 im gewünschten Bereich für eine Abtastung liegt, verbindet sich der Wandler 28 elektrisch mit dem Katheter 26. Der Katheter 26 erstreckt sich vom Controller 24 in eine Vene 50, die sich in enger Nachbarschaft zu einer Arterie 51 befindet. Der maximale Abstand zwischen der Vene 50 und der Arterie 51 hängt vom Bereich des piezoelektrischen Wandlers 28 ab und ist eine Funktion von solchen Parametern wie der Frequenz der abtastenden Ultraschallwellen und der akustischen Charakteristik des Gewebes. Der Controller 24 erregt den Ultraschallwandler elektrisch, was bewirkt, daß die piezoelektrischen Elemente des Wandlers Ultraschallwellen aussenden, die sich in alle Richtungen senkrecht zur Oberfläche des zylindrischen Wandlers 28 erstrecken. Der Katheter 26 wird in eine normale Vene zur Katheterisierung implantiert, wie sie bei elektrophysiologischen Tests der Norm entspricht, nämlich auf eine Weise, daß sich der zylindrische piezoelektrische Wandler 28 in enger Nachbarschaft zur nahegelegenen Arterie 51 befindet und an diese angrenzt, so daß die Arterie durch das größte Blutvolumen und die höchste Blutstromgeschwindigkeit im Ermittlungsbereich des Wandlers gekennzeichnet ist. Die Implantation erfordert lediglich normale elektrophysiologische Techniken. Obwohl Fig. 7 das Verfahren der Abtastung des Blutstroms in einer bestimmten Arterie von einem Wandler ausgehend darstellt, der sich in einer bestimmten Vene befindet, ist die Erfindung nicht derartig eingeschränkt, und der Schutzbereich der Erfindung erstreckt sich auf jede zugängliche Vene oder nahegelegene Arterie.
Es ist verständlich, das weitere Variationen der Vorrichtungen 5A bis 5C, die in Fig. 1 bis 5 dargestellt sind, in den Schutzbereich der Erfindung eingeschlossen sind. Ein Beispiel für eine solche Variation besteht darin, daß mehrere Ultraschallwandler vorhanden sind, die seitlich an verschiedenen Stellen entlang einer Zuleitung oder eines Katheters zur Messung der Herz- oder vaskulären Leistung angeordnet sind, indem das Impuls- Blutstromprofil in getrennten Segmenten einer peripheren Arterie gekennzeichnet. Ein weiteres Beispiel für eine Erweiterung ist ein Ultraschallwandler, der im Herz implantiert ist, und zwar zur Messung des Herzausstoßvolumens aus der Aorta in Kombination mit einem Ultraschallwandler, der in einer peripheren Vene implantiert ist, um den peripheren vaskulären Strom mit dem Herzausstoßvolumen und dem zeitlichen Ablauf von Herzereignissen im Herz zu korrelieren.
Die in Fig. 1 bis 6 dargestellten Herzunterstützungs- oder -therapievorrichtungen 5A bis 5D sind, außer daß sie eine Einrichtung sind, die zur Bestimmung des Herzausstoßvolumens verwendet wird, eine Einrichtung zum Ableiten eines hämodynamischen Steuerparameters, z. B. von systolischen Zeitintervallen. Die Vorrichtungen können in der Lage sein, systolische Zeitintervalle unter Verwendung von Doppler-Ultraschalltechniken zu messen, indem sie die Blutgeschwindigkeit in der aufsteigenden Aorta gleich über der Aortenklappe auf die gleiche Weise bestimmen, wie es bei der Bestimmung des Herzausstoßvolumens erfolgt, das resultierende Blutgeschwindigkeitssignal differenzieren und den differenzierten Minimalwert auf der hinteren Flanke des Doppler-Wellenformsignals ermitteln. Die Zeit dieses Minimalwertes entspricht der Zeit der Klappenverschlusses. Die Vorrichtung korreliert den Zeitablauf dieser mechanischen Ereignisse mit intrakardialen elektrischen Ereignissen, um systolische Zeitintervalle zu bestimmen. Ein wichtiges systolisches Zeitintervall ist das Intervall von der Zeit der elektrischen Aktivierung zum Schlagen des Herzes, der R-Zacke, bis zu der Zeit der Klappenverschlusses.
Fig. 8 weist ein Beispiel einer Serie von graphischen Darstellungen entlang einer Zeitachse auf, nämlich ein intrakardiales Elektrogramm 20, eine Doppler-Wellenform 21 und ein differenziertes Doppler-Signal 22. Es zeigt die zeitliche Entsprechung zwischen dem Blutstrom, wie er durch ein Doppler-Impulssignal 21 dargestellt wird, der Geschwindigkeit des Blutstroms, wie sie durch ein differenziertes Doppler-Impulssignal 22 dargestellt wird, und der elektrischen Aktivität des Herzes, wie sie vom intrakardialen Elektrogramm 20 dargestellt wird. Diese Wellenformen zeigen die Amplitude und den Zeitablauf von Signalen, die von den Herzunterstützungs- oder -therapievorrichtungen 5A bis 5D erfaßt und gemessen würden. Messungen der Zeitintervalle zwischen intrakardialen Elektrogrammereignissen und elektromechanischen Systole-Ereignissen, wie sie von der Doppler-Wellenform identifiziert werden, lassen es zu, daß die Vorrichtung die systolischen Zeitintervalle, nämlich die linksventrikulären Austreibungszeit 35 (LVET) und die Anspannungs- bzw. Vor-Austreibungsperiode 29 (PEP) mißt.
Die bevorzugten Ausführungsformen der Herzunterstützungs- oder -therapievorrichtungen 5A bis 5D verwenden einen Zweikammer-Schrittmacher, der Doppler- Ultraschalltechniken verwendet, um fünf hämodynamische Steuerparameter zu bestimmen: das Schlagvolumen, das Herzausstoßvolumen, die Kontraktilität, abgeleitet aus der Doppler- Wellenformneigung, die Herzmuskelkontraktilität, abgeleitet aus der Muskelfaserbewegungsgeschwindigkeit und die systolischen Zeitintervalle. Diese Vorrichtungen leiten mehrere Steuerparameter ab, um Querprüfungen durchzuführen, die in einem Lebenserhaltungssystem erwünscht sind. Sie kombinieren einen oder mehrere dieser Parameter auf eine vorbestimmte Art und Weise, um einen Herzleistungsindex (CPI) zu erzeugen, der den hämodynamischen Status des Patienten zur Verwendung im Steuersystem definiert. Die Messung und Bestimmung von mehreren Steuerparametern erzeugt Redundanz, die die Zuverlässigkeit verbessert, die bei einer implantierbaren Vorrichtung erforderlich ist. Solche Vorrichtungen sind normalerweise Lebenserhaltungsmechanismen. Die Eignung jedes dieser Parameter allein ist je nach Zustand des Herzes des Patienten unterschiedlich. Bestimmte Krankheitsverläufe machen einen bestimmten Parameter für die Erfüllung von Steuerfunktionen ungeeignet. Die Redundanz eines Mehrfachparametersystems ist stark erwünscht, da sie eine Selbstprüfung erlaubt, wodurch die Sicherheit einer implantierten medizinischen Vorrichtung erhöht wird.
Doppler-Ultraschalltechniken ermöglichen die Messung eines Signals, das alle diese Steuerparameter lediglich mit einer geringen Erhöhung des Rechenaufwands liefert. Da der Rechenaufwand in direktem Zusammenhang mit der Energieaufnahme steht, ist die Minimierung der Anzahl, der Häufigkeit und der Komplexität von Berechnungen eine wichtige Überlegung bei einer implantierbaren Vorrichtung. Eine solche Vorrichtung kann Energieverbrauch einsparen, indem sie Ultraschallmessungen in einem Impulsmodus durchführen, anstatt mit Dauerbetrieb-Dopplertechniken zu arbeiten. Dadurch wird das Impulsverhältnis der Ultraschallabgabe verringert. Ferner führt die Vorrichtung die Erfassung im Doppler- Impulsmodus in einer Serie von Impulsbündel-Arbeitsschritten nur zu gewünschten Zeiten innerhalb Herz- und im Atmungszyklus des Patienten durch, um die Dauer der Datenerfassung und den Umfang der abgetasteten Daten zu begrenzen.
Die Vorrichtungen erfassen intrakardiale Elektrogramme, führen Doppler- Ultraschallmessungen durch, messen die Aortenblutstromspitzengeschwindigkeit, bestimmen die Neigung der Doppler-Wellenform (die maximale Änderungsgeschwindigkeit der Blutstromgeschwindigkeit in der Aorta als Reaktion auf einen Herzschlag), differenzieren die Aortenblustromspitzengeschwindigkeitswellenform in bezug auf die Zeit und bestimmen die Intervalle zwischen elektrischen und mechanischen Herzereignissen. Die Information, die in diesen mehreren und redundanten Parametern enthalten ist, dient zur geschlossenen hämodynamischen Regelung und weist Selbstprüfungsfähigkeiten auf, die bei dauerhaft implantierten Herzunterstützungs-oder-therapiemedizinvorrichtungen höchst wünschenswert sind.
Die Zweikammer-Schrittmacherversionen der Vorrichtungen 5A, 5B und 5D verwenden die Messung des Schlagvolumens als hämodynamischen Steuerparameter zur Bestimmung des geeigneten Stimulationsmodus zum Reagieren auf physiologische Bedürfnisse des Körpers zu einer bestimmten Zeit. Normalerweise arbeitet das Herz effizient, um das Schlagvolumen zu optimieren, wenn der Vorhof und die Herzkammer synchron arbeiten. Als Reaktion auf Streß oder körperliche Betätigung treibt der Vorhof die Herzkammer zu einer erhöhten Herzfrequenz, die das Herzausstoßvolumen erhöht und die erhöhten Anforderungen des Körpers erfüllt. Eine solche erhöhte Herzfrequenz wird als physiologische Vorhoftachykardie bezeichnet. In dem unnormalen Fall einer pathologischen Vorhoftachykardie kann jedoch die hohe Frequenz, die vom Sinusknoten des Vorhofs gesteuert wird, nicht über den atrioventrikulären Knoten zur Herzkammer übergeleitet werden, was bewirkt, daß das Schlagvolumen sinkt. Die beste Arbeitsweise liegt bei einem Zweikammer-Schrittmacher vor, wenn er den Vorhof die Herzfrequenz steuern läßt, was zu einer atrioventrikulären (AV-)Synchronität führt, wenn die Vorhoffrequenz physiologisch ist, er jedoch dann, wenn die Vorhoffrequenz pathologisch ist, mit einer Frequenz stimuliert, die nicht vom Vorhof bestimmt wird. Wenn die Zweikammer-Schrittmacherversion gemäß der vorliegenden Erfindung also eine erhöhte natürliche Vorhoffrequenz ermittelt, aber ein verringertes Schlagvolumen, reagiert sie, indem sie nur die Herzkammer mit einer Frequenz stimuliert, die allmählich von der hohen natürlichen Vorhoffrequenz nach unten abweicht, bis die natürliche Vorhoffrequenz sinkt.
Die Vorrichtungen 5A bis 5D führen eine frequenzadaptive Herzstimulation durch, indem sie eine Stimulationsfrequenz bestimmen, die auf einer oder mehreren der folgenden hämodynamischen Steuerparameter beruht: Schlagvolumen, Herzausstoßvolumen, Kontraktilität, abgeleitet aus der Doppler-Wellenformneigung, Herzmuskelkontraktilität, abgeleitet aus der Muskelfaserbewegungsermittlung und systolischen Zeitintervalle. Beim Einsetzen von Streß, Emotion oder körperlicher Betätigung oder bei Erwartung dieser Zustände reagiert das sympathische Nervensystem bei einer Person mit einem normalen Herz, indem es das Innere der Zentral-, Viszeral- und peripheren Venen zusammenzieht, die Herzkontraktilität erhöht und die Herzfrequenz anhebt. Dies bewirkt eine Erhöhung des Schlagvolumens und des Herzausstoßvolumens. Das sympathische Nervensystem agiert bei Schrittmacher-Patienten auf die gleiche Weise, das Herz hat jedoch häufig nicht die Fähigkeit, die Herzfrequenz zu erhöhen. Bei diesen Patienten ermittelt das hämodynamische Steuersystem gemäß der vorliegenden Erfindung die Erhöhung der Herzkontraktilität entweder direkt oder über die Ermittlung einer Zunahme der Neigung des Schlagvolumens (und dadurch des Herzausstoßvolumens). Der Schrittmacher reagiert dann, indem er die Stimulationsfrequenz um einen vorbestimmten Betrag allmählich erhöht. Wenn die Herzkontraktilität zu sinken beginnt, verringert der Schrittmacher allmählich die Stimulationsfrequenz.
Das Herzausstoßvolumen ist gleich dem Multiplikationsprodukt aus dem Schlagvolumen (Strom aus dem Herz bei einem einzigen Herzschlag) und der Herzfrequenz. Bei Menschen mit einem normalen und gesunden kardiovaskulären System führen Erhöhungen des Stoffwechselbedarfs aufgrund von körperlicher Betätigung oder anderer Formen von Streß zu einer Reaktion des kardiovaskulären Systems, bei der das Herzausstoßvolumen steigt, hauptsächlich weil das System die Herzfrequenz erhöht. Das Schlagvolumen ändert sich bei gesunden Patienten wenig zwischen einem niedrigen und einem hohen Grad der körperlichen Anstrengung.
Bei Patienten, die durch einen Herzblock geschädigt sind, ist das Herz in der Lage, die Herzfrequenz zu erhöhen, um einen erhöhten Stoffwechselbedarf zu decken. In diesem Fall steigt das Herzschlagvolumen, da sich die Herzkammerkontraktionskraft infolge einer erhöhten Reaktion des sympathischen Nervensystems erhöht, wodurch die Kontraktilität des Herzmuskels erhöht und ein Zusammenziehen von peripheren Blutgefäßen bewirkt wird. Das letztere wiederum erhöht den Venenblutstrom zurück zum Herz. Unter diesen unnormalen Umständen erhöht sich das Herzausstoßvolumen infolge eines erhöhten Schlagvolumens und nicht infolge einer Änderung der Herzfrequenz. Wenn ein erhöhter Stoffwechselbedarf besteht, ermittelt die Vorrichtung 5D (Fig. 8A bis 8C) im einzelnen diesen Zustand als Erhöhung der Kontraktilität des Herzes. Der Schrittmacher in dieser Vorrichtung erhöht dann die Herzfrequenz, um die physiologischen Anstrengungen des Herzes zur Erhöhung des Herzausstoßvolumens zu fördern.
Der hämodynamische Schlagvolumenparameter kann als ein besseres Maß zur Ermittlung von Änderungen des Stoffwechselbedarfs und zur Auslösung einer Frequenzanpassung betrachtet werden. Wenn das Herz in einem vernünftigen Zustand ist, wird durch die Verengung der Venen der Rückstrom des venösen Blutes zum Herz zeitweilig erhöht, wodurch das Schlagvolumen auch dann erhöht wird, wenn das Herz nicht in der Lage ist, seine natürliche Frequenz zu erhöhen. Die Schrittmacher in den Vorrichtungen 5A bis 5D gemäß der vorliegenden Erfindung verwenden die Schlagvolumenmessung, um die Notwendigkeit für eine erhöhte Herzfrequenz vorauszusehen. Wenn die Doppler-Messung eine Erhöhung des Schlagvolumens auf einen vorbestimmten Pegel bestimmt, erhöhen frequenzadaptive Schrittmacher im allgemeinen die Herzfrequenz, um die erhöhten Bedürfnisse des Körpers zu erfüllen. Wenn das Schlagvolumen um einen vorbestimmten Betrag sinkt, führen die Schrittmacher die Herzfrequenz allmählich auf Ruhepegel zurück. Auf diese Weise steuert das Schlagvolumen die Herzfrequenz in einer Rückkopplungsschleife. Die Beziehung zwischen dem Schlagvolumen und dem Stoffwechselbedarf verschlechtert sich jedoch bei kranken Herzen. Deshalb verwenden die bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung die Schlagvolumenmessung in Verbindung mit anderen Parametern, um eine Stoffwechselindikator- Stimulationsfrequenz abzuleiten.
Der Herzausstoßvolumenparameter kann als bessere Indikation dafür angesehen werden, wie gut die Bedürfnisse des Körpers erfüllt werden. Die Schrittmacher in den Vorrichtungen gemäß der vorliegenden Erfindung verwenden den Herzausstoßvolumenparameter, um anzuzeigen, wie gut das Herz arbeitet, und zwar als Reaktion auf die Stoffwechselbedürfnisse des Körpers und nicht in Voraussicht auf diese. Die Schrittmacher verwenden die Herzausstoßvolumenmessung, um die optimale Frequenz des Herzes, die minimale Frequenz, bei der weitere Frequenzsenkungen eine Verringerung des Herzausstoßvolumens bewirken, zu bestimmen. Die Schrittmacher können die Herzfrequenz langsam verändern, indem sie die Frequenz abwechselnd erhöhen und verringern und das Herzausstoßvolumen als Antwort auf die Veränderung messen. Wenn sich das Herzausstoßvolumen als Antwort auf die Veränderung erhöht, erhöhen die Schrittmacher allmählich die Frequenz auf einen höheren mittleren Pegel und ändern die Frequenz weiterhin um diesen Pegel herum. Wenn die Stoffwechselindikator-Stimulationsfrequenz sich nicht ändert oder mit der Zeit sinkt, verringern die Schrittmacher allmählich die Frequenz und messen das Herzausstoßvolumen weiter. Die Schrittmacher senken die Frequenz langsam, solange die verringerte Frequenz nicht das durchschnittliche Herzausstoßvolumen vermindert.
Die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung verwendet eine Stoffwechselindikatorfrequenz, die von Schlagvolumen-, Kontraktilitäts- und systolischen Zeitintervallmessungen abgeleitet ist, um die Stimulationsfrequenz einzustellen. Die Schrittmacher der Vorrichtungen 5A bis 5D können befähigt werden, auch eine Stoffwechselindikatorfrequenz abzuleiten, die die Mitwirkung eines Stoffwechselindikators aufweist, der von dem Indikator, der unter Verwendung von Ultraschalltechniken erzeugt wird (z. B. Atemminutenvolumen aus einer Widerstandsmessung), unabhängig ist. Dadurch wird die Zuverlässigkeit verbessert, indem entweder Schutz vor Ultraschall- oder Widerstandsmeßfehlern gegen ist.
Die Schrittmacher in den Vorrichtungen 5A bis 5D erfassen und analysieren die Signale, die in Fig. 8 dargestellt sind, um eine Indikation der Herzkontraktilität zu bestimmen. Die Schrittmacher messen und analysieren zuerst die Doppler-Wellenform, um die Neigung der Anstiegsflanke der Doppler-E-Welle 25 zu bestimmen. Diese Neigungsmessung ist die beste Indikation für die Herzkontraktilität. Der Schrittmacher verwendet diese Indikation der Kontraktilität in einer Rückkopplungsschleife wie die des Schlagvolumens, um die Notwendigkeit einer erhöhten Herzfrequenz vorauszusehen. Eine Erhöhung der Kontraktilität eines vorbestimmten Grades, der als Erhöhung der Neigung der Anstiegsflanke der Doppler-E-Welle 25 erfaßt wird, bewirkt, daß der Schrittmacher die Herzfrequenz erhöht, um die gestiegenen Bedürfnisse des Körpers zu erfüllen. Wenn die Kontraktilität um einen vorher festgelegten Betrag sinkt, führt die Vorrichtung die Herzfrequenz allmählich auf die Ruhegrade zurück.
Die Schrittmacher der Vorrichtungen 5A bis 5D können auch so programmiert werden, daß sie Zeitintervalle zwischen elektrischen und mechanischen Herzereignissen messen, um eine weitere Indikation für Herzmuskelkontraktilität bereitzustellen. Diese Zeitintervalle erlauben die Ableitung eines weiteren hämodynamischen Steuerparameters, um eine Frequenzbestimmung bei der frequenzadaptiven Stimulation durchzuführen. Die Schrittmacher werden unter Verwendung von externen Programmiereinrichtungen programmiert, die mit den Schrittmachern über Telemetrieverbindungen in Verbindung treten, wie es bei der Herzstimulation nach dem Stand der Technik üblich ist. Aus dem gleichen Grunde, aus dem das sympathische Nervensystem das Schlagvolumen erhöht, indem es den venösen Blutrückstrom als Ergebnis der Verengung der Venen verbessert, beeinflußt es die systolischen Zeitintervalle. Gemäß Fig. 8 ist das gemessene systolische Zeitintervall die Zeitperiode zwischen dem Einsetzen des QRS-Komplexes 23 und der elektromechanischen Systole. Diese umfaßt die Dauer der aufeinanderfolgenden Intervalle, nämlich der Anspannungssperiode 29 (PEP) und der Linkskammeraustreibungszeit 35 (LVET). Das systolische Zeitintervall nimmt ab als Reaktion auf erhöhte physiologische Anforderungen, die bei körperlicher Betätigung, Emotion und Streß auftreten. Umgekehrt bewirkt die Beendigung der physiologischen Anforderungen, daß das systolische Zeitintervall zunimmt. Da die Schrittmacher das systolische Zeitintervall messen, bestimmen sie eine geeignete Stimulationsfrequenz in Abhängigkeit vom physiologischen Bedarf. Die Schrittmacher erhöhen die Frequenz, wenn das Intervall unter einen vorbestimmten Schwellwert über dem Durchschnitts- oder dem Ruhegrad sinkt. Die Schrittmacher verringern die Frequenz bei längeren systolischen Zeitintervallmessungen.
Auf eine ähnliche Weise können die Schrittmacher der Vorrichtungen 5A bis 5D das Intervall (QE-Intervall) zwischen dem QRS-Komplex 23 und der Doppler-E-Welle 25, der ersten Doppler-Welle, die auf die R-Zacke folgt, zeitlich festlegen, wie in Fig. 8 dargestellt. Zusätzlich zu seinem Einfluß auf das Venensystem, wenn Streß oder körperliche Betätigung vorausgesehen oder auf diese reagiert wird, erhöht das sympathische Nervensystem die Kontraktilität des Herzes. Die Doppler-E-Welle 25 ist ein Maß, das mit einer zu frühen diastolischen Füllung in Korrelation steht und das sich als Antwort auf die Herzkontraktilität ändert. Ein kürzeres QE-Intervall spiegelt eine erhöhte Herzkontraktilität und verbesserte physiologische Bedürfnisse wider. Die frequenzadaptiven Schrittmacher (Zweikammer- oder Einkammer-Schrittmacher) gemäß der vorliegenden Erfindung messen das QE-Intervall dauerhaft und kontinuierlich und reagieren auf die Änderungen der Intervalldauer, indem sie die Herzfrequenz in einem geschlossenem Gegenkopplungssystem ändern, wobei die Herzfrequenz bei kleineren QE-Intervallen erhöht und bei größeren Intervallen verringert wird.
Eine weitere Funktion, die von Zweikammer- oder Einkammer-Schrittmachern in den Ausführungsformen 5A bis 5D gemäß der Erfindung durchgeführt wird, ist die Ermittlung des Einfangzustands, d. h. die Bestimmung, ob ein Stimulationsreiz im Vorhof oder in der Herzkammer (oder in beiden Kammern) erfolgreich bewirkt, daß das Herz schlägt. Eine unterhalb der Schwelle liegende Stimulationsreizamplitude kann keine Herzreaktion ermöglichen, was zu einer wesentlichen und leicht ermittelbaren Verringerung des Schlagvolumens und einer verkleinerten oder nicht vorhandenen Doppler-Wellenform führt. Wenn der Schrittmacher die Blutstromgeschwindigkeit der aufsteigenden Aorta für ein vorbestimmtes Intervall nach Erzeugung eines Stimulationsreizes mißt und die resultierende Doppler-Wellenform während dieses Meßfensters einen maximalen Wert hat, der kleiner ist als der vorher eingestellte Schwellwert, so geht man davon aus, daß der Reiz das Herz nicht einfangen konnte. Der Schrittmacher muß daher die Stimulationsamplitude erhöhen. Er kann die Stimulationsimpulsdauer sowie die Amplitude regulieren. Die normalen Stärke- Dauer-Kurven von Herzschrittmachern, die zur Erzeugung eines über der Schwelle liegenden Stimulationsreizes die Impulsdauer mit der Amplitude in Beziehung setzen, zeigen an, wie der Schrittmacher die abgegebene Stimulationsenergie regulieren kann, um das Herz sicher zu stimulieren.
Zusätzlich zur Stimulationsamplitude können die Vorrichtungen gemäß der vorliegenden Erfindung die Stimulationsimpulsmorphologie regulieren, um das kardiovaskuläre Gewebe sehr effizient zu stimulieren. Die Impulserzeugungsschaltung kann einen zweiphasigen oder dreiphasigen Stimulationsimpuls erzeugen, bei dem die Impulserzeugungsschaltung die Polarität, die Amplitude und die Dauer der für jede Phase erzeugte Spannungen ändert. Derartig erzeugte Stimulationsimpulse können kardiovaskuläres Gewebe mit einem geringeren Energieaufwand stimulieren oder können Polarisationsartefakte dort reduzieren, wo die Vorrichtung evozierte Potentiale messen soll. Whigham et al.. US- Patent 4821724 mit dem Titel "Pacing Pulse Compensation", das am 18. April 1989 erteilt worden ist, beschreibt ein Verfahren und eine Anwendung einer Stimulationsimpulsmorphologiesteuerung. Dieses Patent beschreibt außerdem eine elektronische Schaltung, die in der Lage ist, die Erfassung von intrakardialen Elektrogrammen zur Analyse von durch natürlichen und evozierten Potentiale bewirkte Herzsignalen durchzuführen, die erforderlich ist, um die vorliegende Erfindung zu realisieren. Eine solche Schaltung schließt die Verwendung eines Controllers ein, der ein Mikroprozessor sein kann, um den Betrieb einer implantierbaren Vorrichtung zur Abgabe von Reizimpulsen an das Herzgewebe zu steuern. Der Controller initialisiert, aktiviert, inhibiert und reagiert zumindest auf eine Zeitgeberschaltung sowie eine Schaltung zur Erfassung von externen Ereignissen in mindestens einem Herzkanal. Es entspricht dem Stand der Technik, daß diese Vorgänge ausführlich bekannt sind.
Herzarrhythmie-Ermittlung und automatische Steuerung einer Therapie als Reaktion, um das Herz bei der Ermittlung einer gefährlichen Arrhythmie zu unterstützen, sind eine weitere Funktion dieser Schrittmacher. Um diese Funktion zu erfüllen, leiten die vorliegenden Vorrichtungen die Parameter ab, die den Blutvolumenstrom und die Herzkontraktilität unter Verwendung einer oder mehrerer der oben erwähnten Verfahren quantifizieren. Eine Veränderung der Kontraktilität ist ein guter Indikator für Herzarrhythmie. Während der Schrittmacher Daten abtastet und einen hämodynamischen Steuerparameter zum Zweck der Ermittlung von Veränderungen der Kontraktilität ableitet, führt er eine Analyse der Doppler-Wellenform zum Zweck einer weiteren, mit Redundanz verbundenen Prüfung auf das Vorhandensein einer Arrhythmie durch, bevor er eine Arrhythmiereversionsroutine auslöst. Der wichtigste Steuerparameter zur Ermittlung von Arrhythmie wird aus der Analyse der Herzausstoßvolumenmessung gewonnen.
Gemäß Fig. 8 folgt die Doppler-A-Welle 27 auf die E-Welle 25. Die Doppler-A-Welle 27 zeigt den Betrag der Vorhoffüllung an. Eine Doppler-A-Welle mit fehlender oder verringerter Amplitude zeigt Vorhofflimmern an. Wenn die Vorrichtungen 5A bis 5D das Vorhandensein von Vorhofflimmern ermittelt und überprüft haben, steuern sie entweder die elektrische Stimulation des Herzes oder steuern die Ausgangsleistung einer Medikamenteninfusionspumpe, um den Sinusrhythmus auf bekannte Art und Weise wiederherzustellen. Wenn die Funktion von der externen Programmiervorrichtung freigegeben ist, messen die Vorrichtungen gemäß der vorliegenden Erfindung außerdem das Herzausstoßvolumen, um hämodynamisch stabile Herzkammertachykardien von solchen instabilen Ereignissen zu unterscheiden. Die Vorrichtungen überwachen die Frequenz von natürlichen Herzkammer-Herzschlägen. Wenn das Herzausstoßvolumen kleiner ist als ein vorher eingestellter Schwellwert (z. B. 50% eines durchschnittlichen Wertes) und die Frequenz der Herzkammeraktivität größer ist als ein vorbestimmter Tachykardiegrad, wird die Tachykardie als instabil klassifiziert, und die Vorrichtungen lösen eine bekannte, entweder elektrische oder pharmakologische Herzkammer-Tachykardietherapie aus. Das Ermittlungskriterium ist ein gleichzeitiges Auftreten eines abnehmenden Herzausstoßvolumens und eine hohe Frequenz der natürlichen Herzaktivität.
Fig. 9 ist ein allgemeines, sehr symbolisches, schematisches Blockschaltbild, das ein Beispiel einer Schaltung darstellt, die die Funktionen und Verfahren unterstützt, die die zu Darstellungszwecken dienenden, erfindungsgemäßen Ausführungsformen aufweisen. Andere Schaltungen, die dem Fachmann für Herzschrittmacher und Antitachykardie- Defibrillatorvorrichtungen geläufig sind, können verwendet werden, um ähnliche Zeitsteuer- ,Erfassungs- und Reizerzeugungsfunktionen zu erfüllen. Ein erstes und ein zweites Paar Endelektroden- und Ringelektrodenleiter 110, 112 bzw. 114, 116 sind normalerweise in zwei bipolaren Zuleitungen vorhanden, die in einem herkömmlichen Zweikammer-Schrittmacher verwendet werden. Die gesamte Logik der Vorrichtung steht unter Steuerung eines Controllers 100 (der ein Mikroprozessor sein kann). Der Controller betätigt verschiedene Schalter, um folgendes zu steuern: (1) die Freigabe oder das Sperren der Erfassung der natürlichen Herzaktivität im Vorhof (ASENSE) und in der Herzkammer (VSENSE) des Herzes mittels Steuersignalen, die an einen Erfassungs- und Depolarisationscontroller 115 übermittelt werden; (2) die Erzeugung von Stimulationsimpulsen im Vorhof (APACE) und in der Herzkammer (VPACE) mittels Steuersignalen. die an einen Ausgangsimpulsgenerator-Block 102 übergeben werden; (3) Zeitgeber 101; (4) intrakardiale Elektrogrammerfassung im Vorhof (AECG) und in der Herzkammer (UECG) mittels Steuersignalen, die an einen A/D-Umsetzer 120 übermittelt werden; (5) Doppler-Signalerfassung mittels Steuersignalen, die an einen Doppler-Signalprozessor 70 übergeben werden; und (6) einen Telemetrie-Block 103. Der Controller 100 liest digitale Doppler-Signale (DOPP) aus dem Ausgangsregister des Doppler- Signalprozessors 70. Im allgemeinen führt der Controller 100 die Zeitsteuerung der Aktivierung und die Sperrung der Stimulationsimpulsabgabe aus, steuert die Amplitude und Form jedes Stimulationsimpulses, steuert das Erfassen von natürlichen Herzsignalen ASENSE und VSENSE und tastet Daten ab, um AECG-, VECG- und DOPP-Wellenformen zu erzeugen.
Um die Doppler-Signalerfassung zu steuern, schreibt der Controller 100 Steuerparameter in programmierbare Register im Doppler-Signalprozessor 70. Der Doppler- Signalprozessor 70 erfaßt Blutstrominformation, indem er Signale in Impulsbündeln von Doppler-Impulsschallwellen in abzutastendes Blut und Gewebe aussendet. Durch Steuerinformation vom Controller 100 werden die Wiederholfrequenz der Impulsbündel (zwischen 20 und 90 Hz), die Dauer jedes Doppler-Ausgangsimpulses (zwischen 1,6 und 2,4 us), die HF-Oszillator-Wiederholfrequenz und die Tiefe des Abtastfeldes (durch Verändern der Verzögerung zwischen Aussendung und empfangener Signalabtastung) eingestellt. Der Controller 100 liest Daten aus dem Doppler-Signalprozessor 70 differenziert, integriert und filtert dann sequentiell die DOPP-Signale, um eine Doppler- Wellenform zu erzeugen. Spitzensignale in der Doppler-Wellenform sind ein Beleg für mechanische Ereignisse im Herzzyklus, z. B. das Öffnen oder Schließen von Herzklappen.
Obwohl in der Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung die Erfassung von Doppler-Ultraschallwellenformen unter Verwendung des Doppler-Impulsmodus beschrieben ist, können alternative Ausführungsformen die Wellenformen auch unter Verwendung des Dauerbetriebs-Dopplermodus erfassen. Der Doppler-Impulsmodus wird gegenüber dem Dauerbetriebs-Dopplermodus bei sehr kompakten implantierbaren Systemen bevorzugt, da im Impulsmodus ein Wandler für höhere Frequenzen möglich ist, der ein von sich aus einen kleinerer Schwingquarz zur Erzeugung des Ultraschallstrahls erfordert. Zusätzlich arbeitet im Doppler-Impulsmodus ein einzelner Schwingquarz sequentiell als Sender und Empfänger, so daß ein zweiter Wandler nicht erforderlich ist und die Größenanforderungen der implantierbaren Vorrichtungen verringert werden. Was aber am wichtigsten ist, der Doppler- Impulsmodus erfordert weniger Energie als der Dauerbetriebs-Dopplermodus. Eine solche Verringerung des Energiebedarfs ist sehr erwünscht bei Schrittmachersteuersystemen mit geschlossenem Regelkreis.
Wenn man nun Fig. 10 betrachtet, so weist der Doppler-Signalprozessor 70 einen Impulsbündelzeitgeber 215 zur Erzeugung von Zeitsteuersignalen mit einer programmierten Impulsbündelwiederholfrequenz auf, die von Frequenzen von 20 bis 90 Hz reicht. Durch Erzeugung von Doppler-Impulswellenformen in einem Impulsbündelmodus verringert die Vorrichtung ferner den Energieaufwand, indem Schallwellen nur in einem Teil der Zeit ausgesendet werden. Die Wiederholfrequenz muß ausreichend sein, damit der Informationsgehalt des linken Herzkammerausstoßvolumens (deren Pulsfrequenz von 1 bis 6 Hz reicht) erhalten bleibt, und wird mittels Steuersignalen vom Controller 100 (Fig. 9) gesteuert, der die Frequenz eines Doppler-HF-Oszillators 205 einstellt. Vom Impulsbündelzeitgeber 215 kommende Impulse mit einer Dauer von einer Millisekunde lösen die Aktivierung eines Impulsgebers 210 aus, der wiederum Impulse einer programmierbaren Dauer (1,6 bis 2,4 us), nämlich Zeitsteuersignale erzeugt, die an den HF-Oszillator 205 und an eine Verzögerungsschaltung 220 übergeben werden. Der HF-Oszillator 205 erzeugt alle 11 bis 50 ms ein elektrisches Signal von 7 MHz in Form eines sinusförmigen Impulsbündels von acht bis zwölf Zyklen mit einer programmierbaren Wiederholfrequenz von 33 bis 100 kHz und übergibt das Signal über ein Mikrokoaxialkabel (z. B. Kabel 78 in Fig. 2 oder Kabel 163 in Fig. 4) an den Doppler-Ultraschallwandler oder die Sonde 73 (z. B. Wandler 86 in Fig. 2, Wandler 92 in Fig. 4, Wandler 28 in Fig. 7). Der HF-Oszillator 205 gibt eine Effektivspannung von 2 V an eine Last von 50 Ohm ab. Der HF-Oszillator liefert außerdem ein elektrisches Signal mit einer Effektivspannung von 600 mV an den Mischer/Verstärker 235 bereit.
Der Doppler-Ultraschallwandler 73 setzt das Signal vom HF-Oszillator 205 in eine Schallwellenform um, die zum Zwecke der akustischen Abfrage in den Körper emittiert wird. Der Doppler-Ultraschallwandler 73 empfängt vom Blut und Gewebe zurückkehrende Echos und setzt die zurückkehrenden Schallwellenformen in elektrische Signale um. Der Empfängeranschluß des oben erwähnten Mikrokoaxialkabels übergibt diese Signale an den HF- Verstärker 225. Der HF-Verstärker hat eine Verstärkung von etwa 1000, um die Signale von 0,2 bis 20 uV vom Doppler-Ultraschallwandler in Signale auf der Millivolt- Effektivspannungsebene zu verstärken, die dann in eine Gatterschaltung 230 eingegeben werden. Der HF-Verstärker 225 führt eine Bandpaßfilterung durch, um eine Wellenform mit Frequenzkomponenten im Bereich von 200 kHz bis 8 MHz zu erzeugen. Die Gatterschaltung 230 führt eine Bereichsfilterung des elektrischen Signals durch, das aus den Echos erzeugt wird, die vom Doppler-Ultraschallwandler 73 empfangen werden. Durch die Bereichsfilterung kann das Dopplersystem die Blutstrominformation in einer bestimmten Tiefe ausgehend vom Wandler messen, anstatt Information zu ermitteln, die über die gesamte Eindringtiefe gemittelt ist. Ein Steuerregister in der Gatterschaltung 230 zum Wählen der Dauer ist im Bereich von 10 bis 30 us programmierbar, um die Tiefe des Abtastfeldes einstellen zu können. Die Gatterschaltung 230 hat eine Verstärkung von eins und führt eine Bandpaßfilterung von 100 kHz bis 14 MHz durch.
Zeitsteuersignale der Verzögerungsschaltung 220 bestimmen die Tiefe des Ultraschallblickfeldes. Die Verzögerungsschaltung 220 führt eine Zeitsteuerung zum Zweck der Bereichsfilterung durch und hat eine programmierbare Verzögerung von 15 bis 35 us. Die Verzögerungsschaltung 220 und die Gatterschaltung 230 bestimmen gemeinsam den Meßbereich des Dopplersystems. Die Verzögerungsschaltung stellt die Entfernung vom Doppler- Ultraschallwandler 73 bis zum Anfang des Blickfeldes ein, wo das System mit der Abtastung beginnt. Die Gatterschaltung 230 stellt die Tiefe des Bereichs des abzutastenden Blickfeldes von der am nächsten gelegenen bis zur am weitesten entfernten Tiefe des abgetasteten Blutes und Gewebes ein. Die Tiefe des tatsächlichen Abtastblickfeldes hängt von Parametern ab, zu denen die programmierte Verzögerung und die Gatterwerte, die Frequenzcharakteristik des Ultraschallwandlers und die Schallgeschwindigkeit im Körper gehören. Wenn die aufsteigende Aorta von einem Wandler abgetastet wird, der sich in der Vena cava superior befindet, wird das Blickfeld für einen Tiefenbereich von 3 bis 5 cm programmiert.
Durchgelassene Signale von der Gatterschaltung 230 gelangen zum Mischer/Verstärker 235, der die Frequenzinformation Abtast- und Echosignale vergleicht, um die Geschwindigkeit im Ultraschallfeld zu bestimmen. Die Funktion zur Bestimmung der Geschwindigkeit aus Schallsignalen, wie sie vom Mischer/Verstärker 235 durchgeführt wird, ist nach dem Stand der Technik der Doppler-Meßvorrichtungen üblich. Ein Verstärker/Bandpaßfilter 240 ist die Kombination aus einem Tonfrequenzverstärker (mit einer Tonfrequenzbandbreite von 370 bis 7600 Hz und einer Verstärkung von 500) und einem zweipoligen Bandpaßfilter (mit einem Q von 1, einer einstellbaren Mittenfrequenz zwischen 1 und 3 kHz und einer Bandmittenverstärkung von 2,67). Das Verstärker/Bandpaßfilter 240 hebt die Amplitude des Signals am Ausgang des Mischers/Verstärkers 235 von dem Pegel von einigen wenigen Millivolt bis zu einem Bereich von etwa 1 V an. Dieser Vorgang ist die erste Stufe im Prozeß des Umsetzens der Spektralkomponenten des Tonfrequenzsignals vom Mischer/Verstärker 235 in eine sich kontinuierlich ändernde Spannung.
Das Ausgangssignal des Verstärkers/Bandpaßfilters 240 ist ein amplitudenmoduliertes Signal, das an einen Verstärker/Gleichrichter 245 übergeben wird. Der Zweck des Verstärkers/Gleichrichters 245 ist es, die Tonfrequenzkomponenten des amplitudenmodulierten Signals zu entfernen. Die erste Stufe des Verstärkers/Gleichrichters 245 ist ein Verstärker mit einer festen Verstärkung von 51 und einer Bandbreite von 10 Hz bis 16 kHz. Die erste Stufe verstärkt die Signalamplitude und entfernt hochfrequentes Rauschen, das aus dem Differenziervorgang im Verstärker/Bandpaßfilter 240 entsteht. Die Endstufe des Verstärkers/Gleichrichters 245 ist ein Vollweg-Präzisionsgleichrichter mit einer Verstärkung von eins und einem dynamischen Bereich von 30 dB, der Signalfrequenzen von Gleichstrom bis 10 kHz durchläßt.
Ein dreipoliges 6-Hz-Bessel-Filter 250 mit einer Verstärkung von eins entfernt die Tonfrequenzsignalkomponenten aus dem amplitudenmodulierten Ausgangssignal des Verstärkers/Gleichrichters 245. Eine Abtast-Halteschaltung 255 tastet das Ausgangssignal des Bessel-Filters 250 in Vorbereitung auf eine Umsetzung in digitale Form durch einen Doppler-Analog-Digital-Umsetzer (ADC) 260 ab. Das digitale Ausgangssignal des Doppler-ADC 260 wird an einen Controller in Fig. 10 übergeben und verwendet, um je nach Art der verwendeten Vorrichtung 5A bis 5D das Herzausstoßvolumen zu bestimmen oder Pulswellenparameter im peripheren vaskulären System zu messen.
Fig. 11 stellt ein allgemeines Blockschaltbild einer zusätzlichen Ausführungsform des Doppler-Signalprozessors 70A dar, der mit der in Fig. 5 dargestellten Herzzuleitung 13 verwendet werden kann. Der Prozessor implementiert Ultraschallmessungen in einem Dauerbetriebsmodus, anstatt einen Impulsbetriebsmodus zu verwenden. Ein Controller 100, der ein Mikroprozessor sein kann, erteilt Befehle an einen CW- bzw. Dauerbetriebs-Doppler- Signalprozessor 70A, indem er die Abgabe einer Spannung auf der Vsupply-Leitung 171 an eine CW-Doppler-Spannungsversorgung 170 steuert. Der Controller 100 führt Softwareroutinen aus, die bestimmen, wann Blutstromsignale abzutasten sind. Diese Softwareroutinen wirken als Impulsbündelzeitgeber, um die Blutstromabtastung mit den elektrischen Ereignissen des Herzes zu synchronisieren. Beispielsweise ermittelt der Controller 100 einen QRS-Komplex im intrakardialen Elektrogramm, wartet auf ein vorbestimmtes Intervall (z. B. 150 ms), mißt dann den Blutstrom, indem er für eine weitere vorbestimmte Zeit (z. B. 100 ms) Doppler-Signale abtastet. Der Controller 100 kann dem Blutstrom in jedem Herzzyklus messen oder kann lediglich gelegentlich (z. B. alle 4 Sekunden) abtasten, um Energie zu sparen.
Dieses Arbeitsverfahren, bei dem der Wandler den Blutstrom mit zeitlich festgelegten Ultraschallenergie-Impulsbündeln abtastet, wird als unterbrochene Dauer-(CW-)Doppler- Ultraschalltechnik bezeichnet.
Außerdem kann der Controller 100 die Messung anderer physiologischer Parameter steuern, die die Blutstrommessung beeinflussen können. Beispielsweise erzeugt die Atmung des Patienten einen Artefakt in der Blutstrommessung, die die Effektivität der auf dem Blutstrom beruhenden Steuerverfahren verringern kann. Ein Schrittmacher kann Atmungserfassung durchführen, um die Stimulationsfrequenz zu steuern, wie von Nappholz et al, im US-Patent 4901725 vom 20. Februar 1990 mit dem Titel "Minute Volume Rate-Responsive Pacemaker" offenbart. In einem System, das eine Minutenatemvolumenerfassung mit Doppler- Ultraschallblutstrommessungen kombiniert, kann der Controller die Blutstrommessung mit der Atmung (entweder Einatmung oder Ausatmung) und mit der Position innerhalb des Herzzyklus synchronisieren. Im allgemeinen tritt die beste Ultraschallerfassung während des Ausatmungsabschnitts des Atmungszyklus auf.
Der Doppler-Signalprozessor 70A gemäß dieser Ausführungsform der Erfindung besteht aus Schaltungen, die eine integrierte Ultraschall-Sondenschaltung (Sonde IC 71) und einen Ultraschall-Signalprozessor 72 aufweisen. Die Sonde IC 71, die der Sonde IC 71 in Fig. 5 entspricht, ist mit einem Paar Keramikschwingquarzen 175 und 176 verbunden, die nahe dem distalen Ende eines dauerhaften Stimulationskatheters angeordnet sind. Die Sonde IC 71 weist eine Hochfrequenz-Signalprozessorschaltung mit einer CW-Doppler-Stromversorgung 170, einem HF-Oszillator 172, einem Mischer-Verstärker 173 und einem HF-Verstärker 174 auf, die alle am Katheter innerhalb weniger Millimeter der Keramikschwingquarze angeordnet sind. Der Ultraschall-Signalprozessor 72 befindet sich im Schrittmachergehäuse und nicht am Katheter und steht über zwei Drahtspulen, die Vsupply-Leitung 171 und eine Stromausgangsleitung, Iout 177, (die eine Spule 66 aufweist) in Verbindung mit der Elektronik der Sonde IC. Der Ultraschall-Signalprozessor 72 besteht aus einem Verstärker- Bandpaßfilter 180, einem Verstärker-Gleichrichter 181, einem Bessel-Filter 182, einer Abtast-Halteschaltung 183 und einem Doppler-Analog-Digital-Umsetzer (Doppler-ADC 184).
Wenn der Controller Spannung an die Vsupply-Leitung 171 anlegt, stellt die CW- Doppler-Stromversorgung 170 ihrerseits Betriebsenergie für den HF-Oszillator 172, den Mischer-Verstärker 173 und den HF-Verstärker 174 bereit. Bei Aktivierung erzeugt der HF- Oszillator 172 ein kontinuierliches elektrisches Sinussignal von 8 MHz und legt dieses an den Sendeschwingquarz 175 an (z. B. im Wandler 92 in Fig. 5). In der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung beträgt die Sendeschwingquarz-CW-Leistung bei 50 Ohm etwa 50 uW. Zusätzlich zur Erregung des Sendeschwingquarzes stellt der HF-Oszillator 172 auch ein elektrisches Signal mit einer Effektivspannung von 600 mV für den Mischer-Verstärker 173 bereit. Der Sendeschwingquarz 175 wirkt wie ein Abstimmelement für den HF-Oszillator 172. Dadurch wird ein Gleichlauf zwischen dem HF-Oszillator 172 und dem Oszillator des Mischer-Verstärkers 173 möglich, da der Sendeschwingquarz 175 Fluide absorbiert, die wiederum eine Verschiebung der Resonanzfrequenz des Schwingquarzes bewirken.
Der Sendeschwingquarz 175 setzt ein Signal vom HF-Oszillator 172 in eine Schallwellenform um, die er zum Zweck der Schallabtastung in den Körper emittiert. Der Empfängerschwingquarz 176 empfängt zurückkehrende Echos vom Blut und vom Gewebe, setzt die zurückkehrenden Schallwellenformen in elektrische Signale um und gibt diese Signale an den HF-Verstärker 174 weiter. Der HF-Verstärker hat eine Verstärkung von etwa 1000, um Signale von 0,2 bis 20 uV vom Doppler-Ultraschallwandler in Signale mit einer Effektivspannung in der Millivolt-Ebene zu verstärken, die in den Mischer-Verstärker 173 eingegeben werden. Der HF-Verstärker 174 verstärkt das Signal vom Empfängerschwingquarz 176 durch eine HF- Verstärkung von mindestens 10 im Empfänger der ersten Stufe, um Spannungsrauschen aus den folgenden Filter- und Verstärkungsstufen zu entfernen. Der Mischer-Verstärker 173 vergleicht die Frequenzinformation der Abtast- und Echosignale, um die Geschwindigkeit im Ultraschallfeld zu bestimmen. Die Funktion zur Bestimmung der Geschwindigkeit aus Schallsignalen, wie sie vom Mischer-Verstärker 173 durchgeführt wird, ist als Stand der Technik bei Doppler-Meßvorrichtungen bekannt. Das Ausgangssignal des Mischer-Verstärkers ist ein Basisbandtonsignal, das in die CW-Doppler-Stromversorgung 170 zur Modulation des Laststroms Iout 177 der Stromversorgung eingegeben wird. Die Blutstrominformation wird von der CW-Doppler-Stromversorgung 170 an die Schaltung des Verstärker-Bandpaßfilters 180 unter Verwendung einer Stromschleifenübertragung übergeben, bei der das Basisbandtonsignal vom Mischer-Verstärker 173 Iout 177 moduliert. Die Schaltung der CW-Doppler- Stromversorgung 170 weist einen Kondensator auf, der Ultraschallfrequenzsignale in der Sonde IC 71 filtert, während die Signaländerungen des Basisbandtonsignallaststroms beibehalten und auf Iout 177 übertragen werden. Auf diese Weise werden Steuerbefehle zur Sonde IC und Ausgangssignale, die den Blutstrom darstellen zwischen dem Schrittmacher und dem Katheterende mittels zweier Drähte und nicht mittels eines Paares von Mikrokoaxialkabeln übermittelt. In einem implantierbaren System ist es erwünscht, daß kein Koaxialkabel verwendet wird, da das Kabel den Problemen der gegenseitigen Beeinflussung zwischen Sende- und Empfangssignalen. Leistungsverlusten und Kabelbrüchen durch Katheterbiegungen ausgesetzt ist. Koaxialkabel haben im allgemeinen eine unzureichende Lebensdauer, um der großen Anzahl von Biegungen standzuhalten, die bei einem Schrittmacher-Katheter üblich sind. Die Schwierigkeiten sind typisch für Kathetern, die Drähte oder Koaxialkabel verwenden, um Hochfrequenzsignale entlang der Katheterlänge zu übermitteln.
Im Ultraschall-Signalprozessor 72 ist das Verstärker-Bandpaßfilter 180 die Kombination aus einem Tonfrequenzverstärker (mit einer Tonfrequenzbandbreite von 370 bis 7600 Hz und einer Verstärkung von 500), einem neunpoligen Schalter-Kondensator-Filter und einem zweipoligen Bandpaßfilter (mit einem Q von 1, einer einstellbaren Mittenfrequenz zwischen 1 und 3 kHz und einer Bandmittenverstärkung von 2,67). Das Verstärker- Bandpaßfilter 180 hebt die Amplitude des Signals am Ausgang des Mischer-Verstärkers 173 von dem Pegel von einigen wenigen Millivolt bis zum Bereich von etwa 1 V an. Dieser Vorgang ist die erste Stufe im Prozeß des Umsetzens der Spektralkomponenten des Tonsignals, das vom Mischer-Verstärker 173 ausgeht, in eine sich kontinuierlich ändernde Spannung. Das Ausgangssignal des Verstärker-Bandpaßfilters 180 ist ein amplitudenmoduliertes Signal, das an einen Verstärker-Gleichrichter 181 übergeben wird. Der Verstärker-Gleichrichter 181 entfernt Phasenänderungen aus dem amplitudenmodulierten Signal. Die erste Stufe des Verstärker-Gleichrichters 181 ist ein Verstärker mit einer festen Verstärkung von 51 und einer Bandbreite von 10 Hz bis 16 kHz. Diese erste Stufe erhöht die Signalamplitude und entfernt hochfrequentes Rauschen, das aus dem Differenziervorgang im Verstärker-Bandpaßfilter 180 entsteht. Die Endstufe des Verstärker- Gleichrichters 181 ist ein Vollweg-Präzisionsverstärker mit einer Verstärkung eins und mit einem dynamischen Bereich von 30 dB, der Signalfrequenzen von Gleichstrom bis 10 kHz durchläßt.
Ein dreipoliges 6-Hz-Bessel-Filter 182 mit einer Verstärkung von eins entfernt die Tonfrequenzsignalkomponenten aus dem amplitudenmodulierten Ausgangssignal des Verstärker- Gleichrichters 181. Eine Abtast-Halteschaltung 183 tastet das Ausgangssignal des Bessel- Filters 182 in Vorbereitung auf die Umsetzung in digitale Form durch einen Doppler-Analog- Digital-Umsetzer (ADC) 184 ab. Das digitale Ausgangssignal des Doppler-ADC 184 wird an einen Controller 100 übergeben und wird verwendet, um das Herzausstoßvolumen zu bestimmen oder Pulswellenparameter im peripheren vaskulären System zu messen.
Fig. 12 ist ein Flußdiagramm, das, während die Zeit in einem einzelnen Herzzyklus fortschreitet, die Steuervorgänge darstellt, die gemäß der Erfindung in einer Ausführungsform erfolgen, die einen frequenzadaptiven Zweikammer-Schrittmacher verwendet. Der Schrittmacher wiederholt kontinuierlich diesen Herzzyklus. Ein erster Block 130 stellt den Vorhof-Alarmwartezustand dar, in dem der Schrittmacher entweder auf ASENSE oder auf die Zeitüberschreitung eines Vorhofzeitgebers (einer der Zeitgeber 101 in Fig. 9) wartet. Diese beiden Ereignisse definieren das Ende eines Herzzyklus und den Beginn des nächsten. Vorausgesetzt, daß die natürliche Vorhoffrequenz nicht zu hoch ist (wie unten festgestellt), erzeugt der Schrittmacher immer dann einen Vorhofreiz, wenn der Vorhof- Zeitgeber die Zeit überschreitet.
Nach dem Vorhofereignis (Erfassung oder Stimulation) aktualisiert der Schrittmacher die Herzzyklus-Steuerparameter. Dabei gibt er Zeitgeber frei, läßt die Erfassung zu, wo es angebracht ist, sowohl im Vorhof als auch in der Herzkammer, analysiert die natürliche Vorhoffrequenz, um zu bestimmen, ob die natürliche Frequenz zu schnell ist, und bestimmt in einem Block zur Aktualisierung der Herzzyklusparameter 131 die Stimulationsfrequenz aus dem Schlagvolumen oder der systolischen Zeitintervallmessung. Zu dieser Zeit analysiert die Vorrichtung die natürlich Vorhoffrequenz und steuert als Ergebnis dieser Analyse den Stimulationsmodus und bestimmt, ob ein Vorhofreiz zu erzeugen ist. Wie der Schrittmacher die Herzzyklusparameter steuert, hängt davon ab, ob das Ereignis, das den Herzzyklus beendet hat. ASENSE oder eine Zeitüberschreitung des Vorhofzeitgebers war, und ob, wenn eines dieser beiden Ereignisse eingetreten ist, der Schrittmacher in einem AV- Synchronmodus arbeitet oder als Antwort auf eine Vorhof-Tachykardie asynchron arbeitet.
Der Schrittmacher stellt zuerst die Sinusfrequenz ein, indem er die gegenwärtige P-Zacke-P-Zacke-(PP-)Intervallaufzeichnung auf einen von zwei Werten aktualisiert: (1) auf die Zeit, die zur Zeit des Vorhofereignisses im vorherigen Herzzyklus in den Vorhof- Zeitgeber geladen worden ist, wenn das gegenwärtige Vorhofereignis eine Zeitüberschreitung des Vorhof-Zeitgebers ist, oder (2) im Falle von ASENSE auf die Zeit in (1), die um die Zeit verkürzt ist, die im Vorhof-Zeitgeber verbleibt.
Außerdem analysiert der Schrittmacher im Block zur Aktualisierung der Herzzyklusparameter 131 die natürliche Vorhoffrequenz, um zu bestimmen, ob sie zu schnell ist, um eine AV-Synchronstimulation zu ermöglichen. Der Schrittmacher überwacht den jüngsten Zeitverlauf der natürlichen Vorhof-Herzfrequenz (der Sinusfrequenz) und der Stoffwechselindikatorfrequenz (MIR), und ein Herzleistungsindex-(CPI-)Parameter wird in einem Frequenz- und Intervallberechnungsblock 139 zur Verwendung bei der Bewertung eines geeigneten Stimulationsmodus bestimmt. Die Vorrichtung stellt dann eine Vorhof- Nachführungsfrequenz ein, eine Frequenz, die eine hohe natürliche physiologische Frequenz zum Reagieren auf körperliche Betätigung oder Streß von einer pathologischen Frequenz unterscheidet. Der Schrittmacher stellt die Vorhof-Nachführungsfrequenz auf einen Wert ein, der um einen vorbestimmten Betrag schneller ist als die Stoffwechselindikatorfrequenz.
Wenn die Sinusfrequenz langsamer ist als die Vorhof-Nachführungsfrequenz, arbeitet der Schrittmacher im AU-Synchronmodus. Im AV-Synchronmodus legt die Frequenz der natürlichen Vorhof-Herzschläge den Zeitablauf für die Herzkammerstimulation fest. Wenn also die Sinusfrequenz unter der Stoffwechselindikatorfrequenz (MIR) liegt, stimuliert der Schrittmacher den Vorhof mit der MIR und stellt den Zeitablauf so ein, daß die Herzkammer nach einer AV-Verzögerung stimuliert wird. Wenn die Sinusfrequenz des Herzes über die Vorhof-Nachführungsfrequenz steigt und der Schrittmacher einen sinkenden Herzleistungsindex ermittelt, reagiert er, indem er die Herzkammer allein mit der Stoffwechselindikatorfrequenz im nichtsynchronen Stimulationsmodus stimuliert. Der Schrittmacher stimuliert auch bei Sinusfrequenzen über der Vorhof-Nachführungsfrequenz weiterhin synchron, wenn das Herz den Herzleistungsindex CPI in vorbestimmten Grenzen hält. Auch im nichtsynchronen Modus überwacht der Schrittmacher weiter die Sinusfrequenz, jedoch nur um zu bestimmen, wann Synchronstimulation wiederhergestellt werden soll. Wenn die natürliche Sinusfrequenz unter die Vorhof-Nachführungsfrequenz abfällt oder der Herzleistungsindex dauerhaft zu steigen beginnt, kehrt der Schrittmacher zur Stimulation im AV-Synchronmodus zurück.
Der Schrittmacher legt die nächste Zykluslänge (AA-Intervall) zeitlich fest, indem er den Vorhofzeitgeber für das Intervall initialisiert, das von der MIR vorgegeben ist. Dieses Intervall beträgt, in Millisekunden, 60 000 geteilt durch die MIR (in Herzschlägen pro Minute). Im allgemeinen stellt der Schrittmacher den AA-Intervallzeitgeber auf das Intervall ein, das von der MIR vorgegeben ist. Jedoch unter Umständen, wo sich entweder die Sinusfrequenz oder die MIR schnell ändern, kann der Schrittmacher die Stimulationsfrequenz allmählicher ändern, um einen glatteren Frequenzverlauf zu ermöglichen.
Wenn der Schrittmacher im AV-Synchronmodus arbeitet, erzeugt er einen Stimulationsimpuls (APACE). Außerdem teilt der Schrittmacher nach einer Zeitüberschreitung des Vorhof-Zeitgebers das AU-Verzögerungsintervall in zwei Teilintervalle, die von einem Teilintervallzeitgeber zeitlich festgelegt werden. Im ersten, einem Austastintervall von normalerweise 80 Millisekunden sperrt der Schrittmacher ASENSE und VSENSE für eine ausreichend lange Zeit, um eine Erfassung des Vorhofstimulationsimpulses, seines Artefakts und jedes evozierten Potentials zu verhindern. Nach der Zeitüberschreitung des ersten Teilintervall-Zeitgebers setzt der Schrittmacher den Teilintervallzeitgeber auf ein Intervall von normalerweise 70 Millisekunden zurück, das, wenn es zum ersten Austastintervall addiert wird, das AV-Verzögerungsintervall umfaßt. Der Schrittmacher gibt zu dieser Zeit VSENSE frei, damit die natürlichen Herzkammer-R-Zacken VPACE inhibieren können. Wenn das Ereignis, das den Herzzyklus beendete, ASENSE war und der Schrittmacher im DDDR-Modus arbeitet, stellt er den AV-Verzögerungsintervallzeitgeber ein. Der AV- Verzögerungswert beruht bei einer normalen atrioventrikulären Überleitung bei einem Patienten auf der Zeit zwischen APACE und VSENSE. Der Schrittmacher modifiziert die AU- Verzögerung um einen Latenzfaktor, wie dem Fachmann bekannt ist, um Überleitungszeitdifferenzen zwischen stimulierter Vorhof-Aktivität(APACE)und natürlicher Vorhof-Aktivität (ASENSE) zu berücksichtigen. Der Wert des Latenzfaktors kann sich in Abhängigkeit von solchen Bedingungen wie Lage der Leitungen. Vorhof-Erfassungsschwellwert und Vorhof-Empfindlichkeit ändern. Beider nachfolgenden AV-Verzögerungszeitüberschreitung stimuliert der Schrittmacher die Herzkammer (UPACE), wenn die Stimulation nicht durch VSENSE inhibiert wird. Während des AV-Verzögerungsintervalls sperrt der Schrittmacher ASENSE.
Ein Block 132 stellt den Herzkammer-Alarmwartezustand dar, in dem der Schrittmacher entweder auf VSENSE oder die Zeitüberschreitung des AV-Verzögerungsintervalls wartet. Nach beiden Ereignissen sperrt der Schrittmacher im Austaststeuervorgang des Blocks 133 ASENSE und VSENSE und legt ein Austastintervall fest, das der absoluten Vorhof-Refraktärperiode (AARP) entspricht. Da in der AARP natürliche P-Zacken physiologisch nicht möglich sind, tastet der Schrittmacher aus (sperrt die Erfassung), um die Vorhoferfassung von Fremdereignissen zu vermeiden, z. B. Herzkammerstimulation, Reizartefakt und evoziertes Potential. Wenn das Herzkammerereignis, das den Herzkammer-Alarmwartezustand beendete, die Zeitüberschreitung des AV-Verzögerungszeitgebers und nicht VSENSE war, dann erzeugt der Schrittmacher einen Stimulationsimpuls (VPACE).
Der Schrittmacher wartet in einem Block 134 auf das Ende des Austastens. Das Austasten ist kurz genug, um ein Abtasten der gesamten Doppler-Wellenform zu ermöglichen.
Der Schrittmacher legt in einem Block 135 fest, ob die Doppler-Wellenform abgetastet werden soll. Wenn die Sinusfrequenz unter einem bestimmten Schwellwert, jedoch über der minimalen Frequenz liegt, die auf die Stoffwechselindikatorfrequenz eingestellt ist, die um einen vorbestimmten Verschiebungsbetrag erhöht oder verringert ist, kann der Schrittmacher die Doppler-Wellenform weniger häufig abtasten als bei jedem Herzzyklus, um den Energieaufwand zu verringern. Wenn der Schrittmacher das Doppler-Signal im gegenwärtigen Zyklus messen soll, beginnt er mit dem Ablauf eines Zeitintervalls zwischen VPACE und dem Beginn der Dopplermeßabtastung. Systolische Zeitintervalle werden normalerweise von der Zeit des Q-Zackenereignisses bis zu der Zeit von Ereignissen gemessen, die in der Doppler-Wellenform identifiziert werden. Die für den Schrittmacher verfügbare Information ist die Zeit VSENSE oder VPACE. Diese Zeit ist enger mit dem R- Zacken- als dem Q-Zackenzeitablauf korreliert. Der Schrittmacher schätzt die Zeit des Q- Zackenereignisses aus der bekannten Information (VSENSE und VPACE) und speichert diese Schätzung an einer Speicherstelle (QSTART). Nun schreibt der Schrittmacher-Controller 100 gemäß Fig. 10 Steuerinformation in den Doppler-Signalprozessor 70, einschließlich Datencodes zur Festlegung der Impulsbündelwiederholfrequenz, der Doppler-Impulsdauer, des Blickfeldes und der Filtercharakteristik.
In einem Doppler-Meßblock 137 führt der Schrittmacher eine Doppler- Ultraschalldatenerfassung zum Zweck der Berechnung des Schlagvolumens und der systolischen Zeitintervalle durch. Der Schrittmacher wartet in einem Doppler-Verzögerungsblock 136 eine vorbestimmte Verzögerungszeit ab, beginnt dann im Block 137 mit der Ultraschallabtastung und führt im weiteren eine vorbestimmte Anzahl von Abtastungen durch, die in einem Doppler-Abtastende-Block 138 programmiert sind, der Schrittmacher-Controller tastet das Doppler-Signal in regelmäßigen Intervallen (z. B. 8 ms) ab, indem er einen Abtastbefehl an den Doppler-Signalprozessor übergibt und das Ergebnis (DOPP) liest, wenn das Meßergebnis verfügbar ist. Der Schrittmacher-Controller sichert vorübergehend jeden DOPP- Abtastwert in einem Zeitabtastfeldspeicher. Der Controller führt Filtervorgänge mit einem Zeitbereichsignal durch, einschließlich Tiefpaßfilterung, um Signalrauschen zu verringern. Der Schrittmacher tastet DOPP ab, speichert das Zeitbereichsignal im Speicher und differenziert das Zeitbereichsignal für eine Anzahl von Abtastungen. Die Anzahl von Abtastungen wird vorher von einem externen Programmiergerät eingestellt und richtet sich nach der Dauer der betreffenden Merkmale in der Doppler-Wellenform. Nach Erfassung des letzten Abtastwertes führt der Schrittmacher eine Analyse durch, um Merkmale aus der Doppler-Wellenform, der gefilterten Wellenform und ihrer abgeleiteten Funktion zu extrahieren. Die extrahierten Merkmale sind Parameter, wie z. B. der Signalspitzenwert, die Neigung der Anstiegsflanke der Doppler-E-Welle, das Integral der Doppler-Wellenform, das Anspannungs-(PEP-)Intervall, und die linksventrikuläre Austreibungszeit (LVET). Der Signalspitzenwert bestimmt das Schlagvolumen.
Im Block 139 leitet der Schrittmacher die Stoffwechselindikatorfrequenz MIR aus einer Kombination aus hämodynamischen Steuerparametern ab, die unter Verwendung von Doppler-Ultraschalltechniken gemessen werden. Diese hämodynamischen Steuerparameter sind das Schlagvolumen, das Herzausstoßvolumen, die Herzkontraktilität, abgeleitet aus der Doppler-Wellenformneigung und den Herzmuskelbewegungsmessungen, und systolische Zeitintervallparameter, die unter Verwendung von Doppler-Ultraschall gemessen werden. Der Schrittmacher analysiert zunächst das Integral der maximalen Blutstromgeschwindigkeit in der Aorta. Der Schrittmacher akkumuliert dieses Integral im Dopplermeßblock 137 zum Zweck der Bestimmung des relativen Schlagvolumen- und des Herzausstoßvolumenindikatoren. Da die Doppler-Ultraschallmessung sowohl für das Schlagvolumen als auch für das Herzausstoßvolumen eine relative und keine absolute Größe erzeugt, mittelt der Schrittmacher diese Größen über die Zeit. Wenn der Schrittmacher bestimmt, daß das Schlagvolumen über den Durchschnittswert steigt, erhöht er die Schlagvolumenkomponente der MIR. Wenn das Schlagvolumen unter dem Durchschnittswert liegt, verringert der Schrittmacher die MIR-Komponente. Der Änderungsbetrag der MIR-Komponente hängt von der Größe der Änderung des Schlagvolumenmeßergebnisses ab. Der Schrittmacher führt eine Tiefpaßfilterung durch, um die Schlagvolumenmeßergebnis zu mitteln, wodurch der Einfluß des Rauschens auf die MIR verringert wird.
So wie der Schrittmacher die Schlagvolumenmessung durchführt, bestimmt er die Kontraktilitätskomponente der MIR. Die Kontraktilität ist proportional der Neigung der Anstiegsflanke der Doppler-E-Welle, deren Wert im Block 137 erfaßt wurde. Der Schrittmacher mißt auch die Herzmuskelbewegung mittels eines zusätzlichen Doppler- Ultraschallwandlers, der in das Septum zwischen der linken und der rechten Herzkammer implantiert ist, um eine zusätzliche Indikation für die Kontraktilität aus der linken Herzkammer bereitzustellen. Wenn die Kontraktilität um einen vorbestimmten Betrag im Vergleich zu ihrem Durchschnittswert steigt, erhöht der Schrittmacher die MIR um ein vorbestimmtes Inkrement, dessen Größe von der Größe des Anteils abhängt, mit dem zur Kontraktilitätskomponente beigetragen wird. Ebenso senkt der Schrittmacher die MIR, wenn die Kontraktilität um einen vorbestimmten Betrag im Vergleich zum durchschnittlichen Kontraktilitätswert abnimmt. Somit weist der Vorgang zur Änderung der MIR als Reaktion auf Änderungen der Kontraktilität eine tote Zone auf, in der Abweichungen von der Durchschnittsfrequenz von weniger als einem vorbestimmten Wert nicht bewirken, daß sich die MIR ändert. Der Schrittmacher ändert die MIR als Reaktion auf Änderungen des systolischen Zeitintervall-(STI-)Parameters wie bei dem Verfahren zur Änderung der MIR auf der Grundlage der Schlagvolumenmessung, außer daß die Entwicklungstendenzen der beiden Parameter invers korreliert sind; d. h. ein Abnehmen des Schlagvolumens korreliert mit einem verlängerten systolischen Zeitintervall.
Der Schrittmacher weist jedem der MIR-Parameter ein vorbestimmtes Gewicht zu und bestimmt die Stoffwechselindikator-Gesamtfrequenz aus der Summe der MIR-Komponenten. Wenn die kombinierte MIR stabil ist oder über eine Anzahl von Herzzyklen abnimmt, führt der Schrittmacher eine Frequenzmodulation durch, um die beste Stimulationsfrequenz zu bestimmen, indem er die Frequenz allmählich so lange verringert, wie das Herzausstoßvolumen nicht abnimmt.
Auch im Block 139 bestimmt der Schrittmacher den Herzleistungsindex CPI aus einer gewichteten Kombination aus den Kontraktilitätsmessungen oder Schlagvolumen-, Doppler- Wellenformneigungs- und Herzmuskelbewegungsparametern. Der letzte Zeitverlauf jedes dieser Kontraktilitätsparameter ändert sich proportional mit dem Herzleistungsindex. Wenn die relativen Größen des Schlagvolumens, die Neigung der Doppler-E-Wellenform und die Herzmuskelbewegung zeitlich größer werden, erhöht sich der Herzleistungsindex. Wenn jeder der Parameter eine abnehmende Tendenz hat, verringert sich der Herzleistungsindex. Der Schrittmacher analysiert den letzten Zeitverlauf jedes dieser Parameter, um zu bestimmen, ob jeder zunimmt, abnimmt oder konstant bleibt. Ein positiver oder negativer Wert wird der Tendenz für jeden Parameter zugeordnet. Der Herzleistungsindex ist die Summe der Tendenzwerte für jeden Parameter.
Im Block 139 verwendet der Schrittmacher die MIR, um die neue AV-Verzögerung und postventrikuläre Vorhof-Refraktärperioden-(PVARP-)Werte sowie die neue Zykluslänge (AA- Intervall) zu berechnen. Der PVARP-Zeitablauf beginnt zu dieser Zeit. Der Schrittmacher erfaßt die Vorhofaktivität während der PVARP zum Zwecke der Ermittlung von Vorhoftachykardien. Im letzten Vorgang im Frequenz- und Intervallberechnungsblock 139 bereitet sich der Schrittmacher auf Vorhof- und Herzkammer-Refraktärvorgänge vor. Im Vorhof gibt der Schrittmacher ASENSE zum Erfassen während des neu eingestellten PVARP- Intervalls frei. Der Schrittmacher verzögert die Freigabe der Herzkammererfassung bis zum Ende der Herzkammeraustastperiode (etwa 70 Millisekunden, was unter der Vorhofaustastperiode von 80 Millisekunden liegt), da VSENSE während der absoluten Herzkammer-Refraktärperiode kein wichtiges Ereignis in bezug auf die Herzphysiologie ist (jedes erfaßte Signal muß Rauschen sein).
Der Schrittmacher wartet nunmehr in einem Wartezustand in einem PVARP-Ereignisblock 140 auf ASENSE-, VSENSE- und PVARP-Zeitgeberereignisse. Die Logikblöcke 141 und 142 lenken den Steuerungsablauf je nach der Erfassung eines der drei Ereignisse. Eine Zeitüberschreitung des PVARP-Zeitgebers beendet die PVARP, woraufhin der Block 141 eine Verzweigung zum Vorhofereigniserwartungs-Block 130 durchführt. Die Vorhofalarmperiode folgt immer auf eine PVARP-Zeitüberschreitung.
Wenn das PVARP-Ereignis eine Herzkammererfassung (VSENSE) ist, dann führt der Schrittmacher im Block 142 eine Prüfung durch, um zu bestimmen, ob ein Herzkammer- Refraktärzeitgeber läuft. Wie oben beschrieben, läßt der Schrittmacher zu Anfang ein absolutes Refraktärintervall von 70 ms ablaufen. Der Schrittmacher ignoriert alle Herzkammererfassungsereignisse, die während dieses Intervalls auftreten. Nach diesem absoluten Refraktärintervall läßt der Schrittmacher ein relatives Refraktärintervall von 150 ms ablaufen. Eine R-Zacke, die während des relativen Refraktärintervalls erfaßt wird, startet den 150-ms-Zeitgeber neu, hat jedoch ansonsten keine Auswirkung auf den Betrieb des Schrittmachers (die R-Zacke wird als Rauschen behandelt und ignoriert). Der Steuerungsablauf des Schrittmachers geht innerhalb des ersten 70 ms dauernden, absoluten Refraktärintervalls des Herzkammer-Refraktärzeitgebers über zu einem Block 143. Somit ignoriert der Schrittmacher die vorausgehende, während des relativen Refraktärintervalls erfaßte Herzkammer-R-Zacke und kehrt zum Block 140 zurück, wo das System wiederum auf ein PVARP-Ereignis wartet. Wenn der Schrittmacher vor einer Zeitüberschreitung des Herzkammer- Refraktärzeitgebers (d. h. innerhalb von 220 Millisekunden nach dem Beginn des PVARP- Intervalls) den Block 143 erreicht, startet der Schrittmacher den Zeitgeber erneut, und das System stellt fest, daß es sich in einem relativen Refraktärzeitablauf befindet. Immer wenn die Steuerung dann den Block 143 erreicht, erfolgt das gleiche; in jedem Fall gibt der Schrittmacher die Steuerung zum Block 140 zurück. Wenn ein Herzkammererfassungsereignis auftritt, wenn der Zeitgeber 150 Millisekunden in einem relativen Refraktärintervall überschritten hat, ist dies eine Indikation dafür, daß eine vorzeitige Herzkammerkontraktion, d. h. ein Herzkammer-Herzschlag während der PVARP, aber nach der absoluten und der relativen Herzkammer-Refraktärperiode aufgetreten ist.
Der Schrittmacher reagiert in einem Block zur Aktualisierung der Herzkammererfassungsparameter 145 auf ein solches vorzeitiges Herzkammer- Kontraktionserfassungsereignis und führt dann eine Verzweigung durch, um im MIR-Block 139 Frequenz und Intervalle zu berechnen. Vorhofereignisse sollten Herzkammerereignissen immer vorausgehen. Das Auftreten eines vorzeitigen Herzkammerereignisses, eines, das dem Vorhofereignis für diesen Herzzyklus vorauseilt, bedeutet das Ende des Herzzyklus. Da ein Herzkammerereignis gerade aufgetreten ist, geht der Schrittmacher zum nächsten Herzzyklus über, indem er im Block 145 ASENSE und VSENSE freigibt und eine Verzweigung zum Block 139 durchführt. Eine Modifikation gegenüber der normalen Verarbeitung ist nunmehr erforderlich. Es läuft ein Zeitgeber, der das AA-Intervall zeitlich festlegt. Dieser Zeitgeber erfordert einen neuen Wert. Anstatt einen vollen Zyklus ab der letzten P-Zacke oder APACE ablaufen zu lassen, muß der Schrittmacher das VA-Intervall ab der R-Zacke, die gerade erfaßt wurde, ablaufen lassen. Der Schrittmacher subtrahiert das AV-Intervall von der AA-Gesamtzykluslänge (die Zeit, die im Block 131 in den AA-Zeitgeber geladen wird) und verwendet das resultierende VA-Intervall, um den Zeitgeber einzustellen, der das Zeitüberschreitungsereignis definiert, das den Block 130 beendet.
In einem Block zur Aktualisierung von PVARP-Vorhof-Erfassungsparametern 144 reagiert der Schrittmacher auf ASENSE-Ereignisse, die in das PVARP-Intervall fallen. Zunächst mißt der Schrittmacher das unmittelbare P-Zacke-P-Zacke-(PP-)Intervall, indem das zuletzt in den Vorhofzeitgeber geladene Zeitintervall um die im Vorhofzeitgeber verbliebene Zeit verkürzt wird. Der aktuelle momentane Vorhofzeitgeberwert hält die Zeit, die im Vorhofzyklus verbleibt, wenn der Zeitgeber, wie alle Zeitgeber in der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung, ein Rückwärtszähler ist. Der Schrittmacher verwendet den neuesten PP-Intervallwert, um den laufenden PP-Intervalldurchschnitt zu aktualisieren. Außerdem stellt der Schrittmacher den AA-Intervallzeitgeber, die AV-Verzögerung und das Austastintervall so ein, wie in der Beschreibung der Vorgänge im Block 131.
Wenn man nun Fig. 13 betrachtet, so ist dort ein allgemeines stark symbolisches, schematisches Blockschaltbild dargestellt, das in einem Abschnitt die Schaltung darstellt, die in Fig. 9 dargestellt ist und im Text bereits als eine Ausführungsform der Erfindung beschrieben worden ist. Fig. 13 hat eine erweiterte Funktion der Ausführungsform gemäß Fig. 9 und weist die Steuerung einer implantierbaren Medikamenteninfusionspumpe auf, die insgesamt mit 119 und 121 bis 129 bezeichnet ist und Übertragungsmöglichkeiten über Eingabe/Ausgabeleitungen 118 verwendet. Diese Übertragungsleitungen haben die Form eines 8-Bit-Busses, der Befehle und Daten zwischen dem Controller 100 und der Pumpe 119 überträgt.
Ein automatisches Steuersystem gemäß Fig. 13 führt seine Analyse so durch, wie in der Beschreibung gemäß Fig. 12 ausgeführt, außer daß zusätzlich zur Durchführung der bereits beschriebenen Analyse, wie sie im Block 137 auftritt, die Vorrichtung auch den Zeitverlauf eines oder mehrerer der hämodynamischen Steuerparameter analysiert und unter Verwendung eines vorbestimmten Verhältnisses zwischen solchen Parametern und Medikamentenanforderungen eine gewünschte Dosierung zum Zwecke der Steuerung der Fördermenge der implantierbaren Medikamenteninfusionspumpe berechnet. Wenn der Controller einen Herzleistungsindex berechnet, der kleiner ist als ein vorbestimmter Schwellwert, erhöht oder verringert er die Medikamentenmenge, die an den Patienten abgegeben wird, und zwar entsprechend einer vorprogrammierten Formel, die vom Arzt des Patienten bestimmt wird. Solche Medikamenteninfusionspumpen und ihr Steuerverfahren sind bekannt und können an diese Erfindung angepaßt werden, indem Eingangs/Ausgangsleitungen 118 und Steuersoftware im Controller 100 hinzugefügt werden.
Der implantierte Medikamenteninfusionspumpen-Controller 100 kombiniert die Elemente des hämodynamischen Statusmonitors und einer Infusionspumpe 119, indem er die Elemente unter Verwendung von Standarddatenübertragungsleitungen 118 miteinander verbindet. Zusätzliche Steuersoftware im Controller 100 des hämodynamischen Steuersystems ist vorgesehen, um die Infusionspumpe 119 zu steuern. Eine solche steuerbare Infusionspumpe ist im US-Patent 4531936 von Robert T. Gordon mit dem Titel "Device and Method for the Selective Delivery of Drugs to the Myocardium" beschrieben. Der Zweck des hämodynamischen Steuersystems, das in Fig. 9 dargestellt ist, ist es, einen oder mehrere hämodynamische Steuerparameter abzuleiten, die den Bedarf des Körpers anzeigen. Die Blöcke 70, 100, 101, 102, 103, 115 und 120 in Fig. 13 erfüllen die gleichen Funktionen und arbeiten auf die gleiche Weise wie mit gleichen Bezugszeichen bezeichnete Blöcke in Fig. 9. Die Controllersoftware der implantierten Medikamenteninfusionspumpe leitet mindestens einen hämodynamischen Steuerparameter auf die oben beschriebene Weise ab, analysiert den Parameterwert im Vergleich zu Parameterwerten bei vorherigen Tests zum Zwecke der Ermittlung eines Auslösungsereignisses, legt Steuersignale zeitlich fest, die durch das Auftreten des Auslösungsereignisses aktiviert werden, und übermittelt diese Signale über die Interprozessorübertragungsleitungen 118 an den Infusionspumpenprozessor 119.
Zusätzlich zu solchen Signalen, die vom hämodynamischen Steuerparameter abgeleitet werden, überträgt die Controllersoftware über die Interprozessorübertragungsleitungen 118 auch Signale, die die Zeit des Auftretens von stimulierten und natürlichen Herzereignissen anzeigen. Der Infusionspumpenprozessor 119 verwendet Information, die den Zeitablauf von Herzereignissen betrifft, in Verbindung mit Blutdruckinformation, die von einem Wandler 124 (mittels eines Signalempfängers 123) empfangen wird, um den Zeitablauf von Signalen zu steuern, die an einen Block eines Druckcontrollers und Medikamentenreservoirs 121 (mittels einer Signalmittelwertberechnungseinrichtung 129) und an eine Ballonablaß- und -aufblaseinrichtung 122 übertragen werden. Der Blutdruckwandler 124 wird im Kreislaufsystem des Patienten an einer Stelle implantiert, die eine geeignete Überwachung des systolischen und diastolischen Drucks ermöglicht. Der Signalempfänger 123 bereitet das Signal vom Wandler 124 auf, um digitale Codes bereitzustellen, die den Zeitablauf und die Amplitude dieser Drücke anzeigen. Der Infusionspumpenprozessor 119 synchronisiert den Zeitablauf der Steuersignale mit dem Block des Druckcontrollers und Medikamentenreservoirs 121 und der Ballonablaß- und -aufblaseinrichtung 122 entsprechend dem Blutdruck und der Herzereignisinformation. Die Signalmittelwertberechnungseinrichtung 129 setzt die digitalen Steuersignale vom Infusionspumpenprozessor 119 in eine analoge Form um, zur Verwendung durch den Block des Druckcontrollers und Medikamentenreservoirs 121.
Ein Ballonkatheter 125, der in die aufsteigende Aorta eines Patienten implantiert ist, gibt Medikamente an das Kreislaufsystem ab. Der Katheter 125 hat mehrere Lumen. An seinem proximalen Anschluß wird ein Lumen 128 vom Medikamentenreservoir innerhalb des Blocks des Druckcontrollers und Medikamentenreservoirs 121 zwecks Injektion von Medikamenten oder therapeutischen Mitteln gespeist. Das distale Ende des Lumens 128 ist offen, um Medikamenteninfusion in das Kreislaufsystem zu ermöglichen. Der distale Abschnitt des Katheters weist eine Ballonvorrichtung auf, die aus einem Scheibenballonlumen 126 zum Verschließen der Aorta zu einer geeigneten Zeit und einem Volumenballonlumen 127 zur Unterstützung bei der Verabreichung des Medikaments besteht. Der Infusionspumpenprozessor 119 übergibt Signale an die Ballonablaß- und -aufblaseinrichtung 122, um den Zeitablauf und die Intensität des Aufblasens des Lumens 126 und 127 zu steuern. Die Ballonablaß- und -aufblaseinrichtung 122 bläst das Scheibenballonlumen 126 auf, um die Aorta während der Diastole zu sperren. Dann injiziert der Block des Druckcontrollers und Medikamentenreservoirs 121 das Medikament über das Lumen 128, und die Ballonablaß- und -aufblaseinrichtung 122 bläst den Volumenballon 127 auf, wobei das Medikament direkt in das Kreislaufsystem gedrückt wird.
Gemäß Fig. 14 ist der Infusionspumpensteuersignalablauf normalerweise in einem Wartezustand 307. Einer der Zeitgeber (Block 101 in Fig. 13) aktiviert diesen Softwarevorgang nach einem vorbestimmten Zeitintervall seit der letzten Aktivierung. Nach Empfang eines Zeitgeberweckrufs lädt die Software in einem Block 301 den Herzleistungsindex-CPI-Parameter, der zuletzt in Verbindung mit Block 139 in Fig. 12 abgeleitet worden ist. Kurzzeit- und Langzeitfiltervorgänge, die durchgeführt werden, wenn diese Parameter abgeleitet werden, sorgen für Störfestigkeit gegen vorübergehende Schwankungen, einschließlich zirkadischer Rhythmen. In einem Block 302 bildet die Software den Herzleistungsindex-CPI-Parameter in einer vorher aufgestellten Tabelle von Werten ab, die die Immunsupressionsmitteldosis bestimmen. Ein Arzt bestimmt die Durchflußrate des Medikaments für jeden Wert des CPI-Parameters und stellt die Werte in der Tabelle unter Verwendung der Übertragungsmöglichkeiten der Vorrichtung dementsprechend ein. Für jeden Wert des Parameters bestimmt die Tabelle die Steuerfrequenz, indem sie sowohl die Menge des Mittels, die nach dem Zeitgeberweckruf abgegeben wird, als auch Intervall zwischen den Weckrufen festlegt. In einem Block 303 akkumuliert die Software einen Zähler für die in einem vorher festgelegten Intervall (z. B. an einem Tag) abgegebene Medikamentenmenge, indem der in einem Umlaufspeicher gespeicherte älteste Dosisabtastwert von einem Akkumulator subtrahiert wird, der gegenwärtige Dosisabtastwert zum Akkumulator addiert wird und dann der älteste Dosisabtastwert im Umlaufspeicher durch den aktuellen Dosisabtastwert ersetzt wird. In einem Block 304 verhindert die Software, daß die in dem vorher festgelegten Intervall abgegebene Medikamentenmenge einen Grenzwert überschreitet, der vom Arzt unter Verwendung einer externen Übertragungsvorrichtung eingestellt wird. Wenn die akkumulierte Dosis die Grenze nicht überschreitet, übergibt die Software in einem Block 305 an den Infusionspumpenprozessor 119 in Fig. 13 einen Code, der die Anzahl der abzugebenden Medikamententropfen anzeigt und die Funktion der Pumpe aktiviert, wie vorher beschrieben. In einem Block 306 setzt die Software das Intervall bis zum nächsten Zeitgeberweckruf zurück auf den Wert, der im Block 302 bestimmt wird.
Aus der vorangehenden Beschreibung geht hervor, daß es die vorliegende Erfindung möglich macht, einen Parameter zu quantifizieren, der den hämodynamischen Zustand des Herzes eines Patienten darstellt. Diese Quantifizierung wird erreicht, indem ein Ultraschallsensor, der außerhalb des linken Herzes sich befindet, verwendet wird, um das Herzausstoßvolumen zu messen. Auf der Basis dieses Parameters steuert die vorliegende Erfindung die Verabreichung einer elektrisch oder pharmazeutischen Therapie, die diesen hämodynamischen Zustand reguliert.
Obwohl die Erfindung mit Bezug auf bestimmte Ausführungsformen beschrieben worden ist, versteht es sich, daß diese Ausführungsformen lediglich die Anwendungsprinzipien der Erfindung veranschaulichen sollen. Dabei sind zahlreiche Modifikationen möglich, und es sind andere Anordnungen vorstellbar, ohne den Schutzbereich der Erfindung, wie in den beigefügten Ansprüchen ausgeführt, zu verlassen.

Claims

1. Hämodynamische Steuervorrichtung (5a) zum Bestimmen des hämodynamischen Zustands eines Patienten und Regulieren des hämodynamischen Auswurfvolumens des Herzens (11) des Patienten, um den Stoffwechsel-bedürfnissen des Patienten zu entsprechen, mit;

einer Einrichtung (10) zum Erzeugen von elektrischen Stimulationsimpulsen;

einer Einrichtung (86), die so konfiguriert ist, daß sie in das kardiovaskuläre System des Patienten implantiert werden kann, zur Überwachung mindestens eines Parameters, der dem Blutstromvolumen pro Zeiteinheit im kardiovaskulären System entspricht:

einer Einrichtung zum Bestimmen der Herzleistung auf der Grundlage des mindestens einen überwachten Parameters; und

einer Einrichtung zum Regulieren der Impulserzeugungseinrichtung als Funktion der Herzleistung;

dadurch gekennzeichnet, daß die Überwachungseinrichtung (86) eine Ultraschalleinrichtung ist, die so konfiguriert ist, daß sie im rechten Herzen (83) des Patienten implantiert und dort befestigbar positioniert werden kann, um die aufsteigende Aorta des Patienten derartig mit Ultraschall zu beschallen, daß die Ultraschalleinrichtung Ultraschallenergie ermittelt, die vorwiegend von Blutzellen in der aufsteigenden Aorta reflektiert wird, und den mindestens einen Volumenblutstromparameter überwacht.

2. Hämodynamische Steuervorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Einrichtung zum Regulieren der Impulserzeugungseinrichtung mindestens einen der Impulserzeugungsparameter aus der Gruppe der Impulserzeugungsparameter reguliert, die den elektrischen Stimulationsimpulszeitablauf, die elektrische Stimulationsimpulsdauer, die elektrische Stimulationsimpuls-amplitude, die elektrische Stimulationsimpulspolarität, den Stimulationsmodus und die Stimulationsfrequenz aufweist.

3. Hämodynamische Steuervorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Erzeugungseinrichtung eine Einrichtung zum Erzeugen von Herzkammer-stimulationsimpulsen aufweist, wobei die Einrichtung zum Bestimmen der Herzleistung eine Einrichtung zum Ableiten eines Herzleistungsindex aufweist und wobei die Vorrichtung ferner aufweist:

eine Einrichtung zum Erfassen von Vorhofherzschlägen,

eine Einrichtung zum Bestimmen einer Stoffwechselindikatorfrequenz als Funktion des Blutstroms pro Zeiteinheit und unabhängig von der Frequenz der erfaßten natürlichen Vorhofherzschläge,

eine Einrichtung zum Klassifizieren, ob die erfaßte natürliche Vorhofherzfrequenz physiologisch oder pathologisch ist, auf der Grundlage der erfaßten natürlichen Vorhofherzfrequenz, der Stoffwechselindikatorfrequenz und des Herzleistungsindex, und

eine Steuereinrichtung, die, wenn die erfaßte natürliche Vorhofherzfrequenz physiologisch ist, wirksam wird zum Anpassen des Betriebs der Herzkammerstimulationsimpulserzeugungseinrichtung an den Betrieb der Vorhofherzschlagerfassungseinrichtung, und andernfalls wirksam wird zum Anpassen des Betriebs der Herzkammerstimulationsimpulserzeugungseinrichtung an die Stoffwechselindikatorfrequenz.

4. Hämodynamische Steuervorrichtung nach Anspruch 3, wobei die Ultraschalleinrichtung aufweist:

eine Einrichtung zum Bestimmen der Änderungsgeschwindigkeit des Blutstromvolumens als Antwort auf einen Herzschlag, und

eine Einrichtung zum Ableiten eines Herzkontraktilitätsparameters aus der Änderungsgeschwindigkeit des Blutstromvolumens, und wobei die Einrichtung zum Bestimmen des Herzleistungsindex und die Einrichtung zum Bestimmen der Stoffwechselindikatorfrequenz auf dem Herzkontraktilitäts-parameter beruhen.

5. Hämodynamische Steuervorrichtung nach Anspruch 3, wobei die Ultraschalleinrichtung aufweist:

eine Einrichtung zum Integrieren der Blutstromgeschwindigkeit über die Zeit, um das Herzauswurfvolumen zu bestimmen; und wobei die Einrichtung zum Bestimmen des Herzleistungsindex und die Einrichtung zum Bestimmen der Stoffwechselindikatorfrequenz auf dem Herzauswurfvolumen beruhen.

6. Hämodynamische Steuervorrichtung nach Anspruch 3, wobei die Ultraschalleinrichtung aufweist:

eine Einrichtung zum Integrieren der Blutstromgeschwindigkeit über mindestens einen Herzzyklus, um das Schlagvolumen zu bestimmen, und wobei die Einrichtung zum Bestimmen des Herzleistungsindex und die Einrichtung zum Bestimmen der Stoffwechselindikatorfrequenz auf dem Schlagvolumen beruhen.

7. Hämodynamische Steuervorrichtung nach Anspruch 3, wobei die Klassifiziereinrichtung eine Vorhofnachführungsfrequenz bestimmt, die proportional zur Stoffwechselindikatorfrequenz ist, und wobei die Klassifiziereinrichtung die Sinusherzfrequenz als pathologisch klassifiziert, wenn die erfaßte natürliche Vorhofherzfrequenz schneller ist als die Vorhofnachführungsfrequenz und der Herzleistungsindex abnimmt.

8. Hämodynamische Steuervorrichtung nach Anspruch 3, ferner mit:

einer Einrichtung zum Bestimmen eines Herzleistungsindex-Minimalwertes, der den Schwellpegel des hämodynamischen Auswurfvolumens kennzeichnet, der aus erzeugten Herzkammerstimulationsimpulsen resultiert, die das Herz erfolgreich stimulieren,

einer Einrichtung zum Vergleichen nachfolgender Herzleistungsindizes, die aus Herzkammerstimulationsimpulsen resultieren, mit dem Herzleistungsindex-Minimalwert, und

einer Steuereinrichtung, die auf die Vergleichseinrichtung anspricht, zum Regulieren des Energiepegels der erzeugten Herzkammerstimulationsimpulse, um das Herz sicher zu stimulieren, so daß die Herzleistungsindizes den Herzleistungsindex-Minimalwert beständig überschreiten.

9. Hämodynamische Steuervorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Ultraschalleinrichtung an einer Herzstimulations-leitung (12) angeordnet ist.

10. Schrittmacher mit einer hämodynamischen Steuervorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche.

11. Implantierbare Arzneimittelinfusionspumpe (119) mit einer hämodynamischen Steuervorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, ferner mit einer Einrichtung zum Regulieren des Zeitablaufs und der Dosierung eines Pharmazeutikums, das durch die implantierbare Arzneimittelinfusionspumpe verabreicht wird, als Funktion der Herzleistung.

12. Hämodynamische Steuervorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Einrichtung zum Bestimmen der Herzfunktion eine Einrichtung zum Ableiten eines Herzleistungsindex aufweist und wobei die Regulierungseinrichtung ferner aufweist:

eine Einrichtung zum Bestimmen des Herzleistungsindex-Minimalwertes, der den Schwellpegel des hämodynamischen Auswurfvolumens kennzeichnet, der aus mindestens einem Herzschlag resultiert,

eine Einrichtung zum Vergleichen nachfolgender Herzleistungsindizes während einer vorbestimmten Zeitperiode mit dem Herzleistungsindex-Minimalwert, und

eine Steuereinrichtung, die auf die Vergleichseinrichtung anspricht, zum Aktivieren und Steuern des Ausstoßes der Arzneimittelinfusionspumpe.

13. Hämodynamische Steuervorrichtung nach Anspruch 1, wobei der Herzleistungsindex auf der Kontraktilität des Herzens beruht und wobei die Regulierungseinrichtung ferner aufweist:

eine Einrichtung zum Bestimmen des Herzleistungsindex-Minimalwertes, der den Schwellpegel des hämodynamischen Auswurfvolumens kennzeichnet, zum Unterstützen der Bedürfnisse des Körpers,

14. Hämodynamische Steuervorrichtung nach Anspruch 1 oder 3, wobei die Ultraschalleinrichtung eine Ultraschallabgabeeinrichtung, die zeitlich festgelegte Ultraschallimpulsbündel benutzt, und eine Ultraschall-aufnahmeeinrichtung aufweist, die Doppler-Meßtechniken verwendet, zum Überwachen des mindestens einen Parameters.