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Die
Erfindung betrifft eine implantierbare Vorrichtung zur Herzunterstützung vom
Gegendruckballontyp.
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Die
Technik des intraaortischen Gegendruckballons ist wohlbekannt zur
Erteilung einer wirksamen hämodynamischen
Unterstützung
im linken Ventrikel im Fall kongestiver Herzinsuffizienz: Der Ballon,
eingeführt
in den absteigenden Ast der Aorta, wird während der diastolischen Phase
des Herzzyklus aufgebläht
und injiziert auf Grund dessen eine zusätzliche Menge von Blut in das
Arteriennetz stromaufwärts
und stromabwärts
seiner Position. Während der
darauf folgenden Herzsystole entleert, vermindert er die Last des
linken Ventrikels und erlaubt so, den Blutdurchsatz zu steigern.
Die hämodynamische Bilanz
ist positiv: Erhöhung
des Ausstoßanteils,
Verminderung des telediastolischen Drucks. So liefert der Ballon
das Komplement an Energie, welches das Ventrikel nicht mehr im Stande
ist zu liefern, und der Zustand des Patienten wird sehr deutlich
verbessert.
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Es
wurden bereits implantierte Systeme vorgeschlagen, welche die Verwirklichung
dieser Technik in vollkommen autonomer Weise erlauben, wie dies
z. B. in der US-A-5 222 980 beschrieben ist, oder auch in der EP-A-0
876 168 (WO-A-97/26929,
veröffentlicht
am 31. Juli 1997 und Teil des Standes der Technik allein auf Grund
Art. 54(3) EPÜ,
und betitelt Implantierbare Pumpe zur Herzunterstützung vom Typ
Gegendruckballon.
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Diese
Dokumente beschreiben beide eine permanente implantierbare Pumpe
zur Herzunterstützung,
die in die absteigende Aorta eingeführt ist, welche nach dem vorerwähnten Prinzip
des Gegendruckballons funktioniert und aus einer elastischen und
nachgiebigen Membran gebildet ist, welche die Form einer Manschette besitzt,
deren Achse mit derjenigen der Aorta zusammenfällt und an Ort und Stelle eines
resezierten Abschnitts der Aorta angeordnet ist. Die Membran ist
in einer starren Kammer enthalten, welche sich deutlich der Form
der Membran im Ruhezustand angleicht, und in welcher die Injektion eines
hydraulischen Fluids, das von einem externen Generator herrührt, die
Wirkung besitzt, die Membran zu komprimieren und daher die Menge
an Blut zu reduzieren, welches diese enthält. Umgekehrt bewirkt der Auszug
von Fluid die Erhöhung
ihres inneren Volumens, daher die Entleerung der Pumpe.
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Genauer
hat die vorliegende Erfindung eine Steuerschaltung einer derartigen
implantierbaren Pumpe zur Herzunterstützung zum Gegenstand, welche
eine Steuerung der Vorrichtung gewährleistet, wie etwa, dass das
Verhalten derselben so physiologisch wie möglich ist, d. h., welche der
Herzinsuffizienz abhilft, ohne vom Herzmuskel eine übermäßige oder
unnatürliche
Anstrengung zu verlangen, und welche in der Gesamtheit des kardiovaskulären Systems
einen Blutdurchsatz erzeugt, der eine Charakteristik aufweist, insbesondere
der Druckwelle, die so nahe wie möglich an derjenigen eines gesunden
Organismus ist.
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Ein
weiteres Ziel der Erfindung ist, eine evolutive Entwicklung der
Pumpe zu verwirklichen, angepasst an den tatsächlichen hämodynamischen Bedarf des Patienten,
um einerseits den Energieverbrauch der implantierten Vorrichtung
zu vermindern und andererseits und vor allem, das natürliche homöostatische
Gleichgewicht so wenig wie möglich
zu stören
und so eventuelle langfristige organische Komplikationen infolge
der Implantierung der Pumpe zu vermeiden.
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Hierzu
schlägt
die Erfindung eine implantierbare Vorrichtung zur Herzunterstützung vom
Gegendruckballontyp vor, von dem Typ, der durch die vorerwähnte US-A-5
222 980 beschrieben wird und die in Anspruch 1 angegebenen Elemente
umfasst. Die Unteransprüche
sind auf bestimmte vorteilhafte Ausführungsformen gerichtet.
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Weitere
Merkmale der Erfindung werden bei Lektüre der folgenden Beschreibung
eines Ausführungsbeispiels
der Erfindung ersichtlich.
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1 ist
eine schematische Ansicht, welche die Pumpe der Erfindung zeigt,
ihre Steuerschaltung und die Umgebung, in welcher die Gesamtheit
der Vorrichtung implantiert ist.
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2 stellt
eine Modulierung des Betriebs der Pumpe aus 1 dar.
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3 ist
eine Darstellung der Kennlinie der Druckwelle abhängig von
der Zeit über
einen Herzzyklus, mit oder ohne Unterstützung durch die Pumpe der Erfindung.
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In 1 wurde
eine implantierbare Pumpe zur Herzunterstützung dargestellt, von an sich
bekanntem Typ (z. B. nach der vorerwähnten US-A-5 222 980 oder der
WO-A-97/26929), dessen Hauptelement 10 einen starren Körper 12 umfasst,
typischerweise in Form eines Drehzylinders, offen an seinen beiden
Enden und in die absteigende Aorta 14 eingeführt, wobei
die Achse der Aorta und die Achse des Körpers 12 ineinander
fallen und diese beiden Elemente deutlich vom selben Durchmesser
sind.
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Der
starre Körper 12 enthält eine
nachgiebige Membran 16. In der dargestellten Ausführungsform
besitzt die Membran 16 im Ruhezustand eine Form, die homolog
zu derjenigen des Körpers 12 ist, um
sich deutlich der Form des letzteren anzugleichen, an welchem sie
an zwei Enden über
ihre gesamte Peripherie befestigt ist.
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Es
wird so zwischen dem Körper 12 und
der Membran 16 ein Zwischenraum 18 definiert,
geschlossen, von variablem Volumen und, im Inneren der Membran 16,
ein zentraler Raum 20, gleichfalls von variablem Volumen,
wobei letzteres Volumen sich vermindert, wenn das Volumen 18 sich
erhöht, und
umgekehrt.
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Die
Erhöhung
des Volumens des Raums 18 bewirkt die Injektion eines hydraulischen
Fluids (typischerweise eine biokompatible wässrige Salzlösung, z.
B. ein physiologisches Serum) an einem oder vorzugsweise mehreren
Punkten, die über
eine Leitung 22 mit einer variablen Druckwelle 24 verbunden
sind, welche durch eine Steuerelektronik 26 gesteuert wird.
Es kann vorteilhafter Weise ferner ein Tank für hydraulische Flüssigkeit 28 in
Form eines Septums vorgesehen werden, das auf perkutanem Wege mittels
einer hypodermischen Nadel zugänglich
ist, um die Anpassung des Volumens und/oder des Salzgehalts des
Fluids zu erlauben, oder es zu entleeren.
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Die
Erfindung hat insbesondere die Schaltung 26 zum Gegenstand,
welche die Druckquelle 24 steuert.
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Die
Pumpe kann in Form eines Kolbens 25 modelliert werden,
wie in 2 dargestellt, dessen Bewegung, in einer Richtung
oder der anderen, eine Variation des aortischen Volumens 20 bewirkt.
Die künstliche
Variation des Volumens 20 in der Aorta 14 ist
vergleichbar mit der natürlichen
Dilatation einer gesunden Arterie, welche sich aus der Eigenelastizität der arteriellen
Wände ergibt,
und von höherer
Amplitude.
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Präziser bewirkt
während
der Herzsystole die Kontraktion des Herzmuskels 29 nacheinander den
Anstieg des Drucks im linken Ventrikel 30, die Öffnung der
aortischen Klappe 32 und den Ausstoß von Blut in die Aorta 14.
Wenn das Herz so schlägt, dass
die Systole eine deutliche schwächere
Dauer als diejenige des Herzzyklus besitzt, ist die systolische
Ausstoßgeschwindigkeit
umso höher.
Die Elastizität
der Arterien vermeidet, korrelativ eine übermäßige Stärke vom Ventrikel zu verlangen,
um die Last zu bewältigen,
die durch Trägheit
und den Widerstand der Blutsäule
entgegengesetzt wird, welche es in Bewegung versetzen muss und erlaubt
so, in gewisser Weise, die Energie während der Diastole bei geringerem
augenblicklichem Durchsatz zu liefern.
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Die
Herzinsuffizienz ist gekennzeichnet durch die Unfähigkeit
des Ventrikels, die notwendige Menge Blut an den Organismus zu liefern,
mangels Kraft, ob Verhärtung
der Arterien vorliegt oder nicht (jedoch verschärft die Verhärtung von
Arterien die Pathologie besonders).
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In
diesem Fall spielt die Pumpe zur Herzunterstützung eine doppelte Rolle:
An erster Stelle gewährt
sie der Aorta künstlich
eine zusätzliche
Elastizität,
wie oben angegeben, mit dem gleichen Vorteil wie demjenigen, welcher
durch die natürliche
Elastizität
dem arteriellen Netz verliehen ist; an zweiter Stelle – und gemäß einem
originalen Aspekt – besitzt die
Pumpe die Möglichkeit,
einen zusätzlichen
Beitrag an Energie an das zirkulatorische System während der
Diastole zu liefern.
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Wenn
die in 2 modellierte Darstellung betrachtet wird, ist
das Gesamtvolumen, das künstlich
durch die Bewegung des Kolbens 25 der Pumpe zur Herzunterstützung produziert
wird, am Ende der Bewegung, gegeben durch: Σ·∫Su(t)d(t)wobei Σ die Überfläche des
Kolbens und u(t) die Geschwindigkeit ist, variabel abhängig von
der Zeit, der Bewegung des Kolbens während der gesamten oder eines
Teils der Systole S.
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Diese
Menge an Blut, gespeichert in der Pumpe während der Systole, wird dann
in die Aorta reinjiziert, während
der Diastole D, welche auf die Systole folgt, durch umgekehrte Bewegung
des Kolbens bei der Geschwindigkeit v(t), gleichfalls variabel abhängig von
der Zeit und während
der gesamten oder eines Teils der Diastole D (wobei diese Geschwindigkeit
v(t) unabhängig
von u(t) ist).
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Vom
energetischen Standpunkt entnimmt die Pumpe während der Systole eine Energie
Ei: Ei = Σ·∫SP(t)·u(t)dtwobei
P(t) der Druck ist, welcher durch das Blut auf den Kolben ausgeübt wird.
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Während der
Diastole erstattet die Pumpe die Energie E0 zurück: E0 = Σ·∫DP(t)·v(t)dt.
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Die
Energiebilanz E0 – Ei kann
auf Grund der Prothese sein:
- – Negativ,
was bedeutet, dass das Herz Energie an die Prothese liefert (dieser
Fall ist offensichtlich ohne Interesse);
- – Null
oder schwach positiv: Die Pumpe verhält sich dann im Wesentlichen
wie eine zusätzliche Elastanz
(Elastizitätsfaktor),
welche neben die natürliche
der Arterie gemäß dem weiter
oben dargestellten Funktionsschema tritt und mit dem gleichen Vorteil.
In diesem Fall kommt das Herz allein für den Energiebedarf auf. Dies
kann z. B. auf einen Patienten im Ruhezustand zutreffen.
- – Positiv:
In diesem Fall wird die Herzunterstützung weitergeführt, das
erhebliche Anwachsen der Blutmenge, die durch die Pumpe gespeichert ist,
und die korrelative Verminderung des systolischen Drucks erlauben,
die systolische Ausstoßmenge
deutlich zu erhöhen,
wobei im Mittel eine Herzenergie benötigt wird, die kleiner oder
gleich derjenigen vor diesem Anwachsen ist. Außer ihrer Rolle einer zusätzlichen
Elastanz liefert die Pumpe während
der Diastole den Zusatz an Energie, der notwendig ist, den Mangel
des Herzens zu kompensieren.
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Indem
so die gespeicherte Menge und die gelieferte Energie moduliert werden,
erlaubt die Pumpe, die Herzunterstützung von Zyklus zu Zyklus zu
dosieren, abhängig
von dem hämodynamischen Bedarf.
Die Dosierung kann insbesondere durchgeführt werden, um das Herz unter
allen Bedingungen bis zum Maximum seiner Arbeitskapazitäten zu belasten,
oder bis zu einem Teil derselben nach Wahl des Arztes, mittels Einstellungen
und Automatismen, wie weiter unten dargestellt.
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Der
Hauptvorteil einer proportionalen Dosierung dieses Typs ist, den
Energieverbrauch der Vorrichtung maximal zu reduzieren.
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Er
ist auch, den Eingriff der Maschine in das zirkulatorische System
zu begrenzen, um so wenig wie möglich
das natürliche
homöostatische
Gleichgewicht zu stören
und so gravierende langfristige Auswirkungen auf die großen organischen
Funktionen zu vermeiden, wie etwa die renalen und hepatischen Funktionen.
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Es
kann schließlich
gehofft werden, dass dieser Modus der angepassten und beschränkten Unterstützung die
Rehabilitation des Herzens begünstigt.
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Eine
derartige Herzunterstützung
wird verwirklicht durch die Schaltung der Erfindung, die in folgender
Weise arbeitet.
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Daten
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Zunächst ist
der Zustand des kardiovaskulären
Systems gekennzeichnet durch die der Vorrichtung über Sensoren
zugänglichen
Daten. Die Liste von Daten ist die folgende:
- – Aortischer
Druck, abhängig
von der Zeit P(t)
- – Konzentration
von Sauerstoff in den Venen PO2V
- – Konzentration
von Sauerstoff in der Aorta PO2A
- – Herzfrequenz
F
- – Kontraktilität des Herzmuskels
dP/dt
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Diese
Liste ist nicht beschränkend:
So können
das Atem-Minuten-Volumen MV und/oder die Haltung und/oder noch weitere
Parameter gleichfalls berücksichtigt
werden, ausgehend von entsprechenden geeigneten Sensoren (z. B.
ausgehend von Beschleunigungsmessern für die Haltung und die Aktivität G).
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Erfassung von Daten
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Die
Daten werden so erhalten:
- – P(t): Durch einen spezifischen
Sensor, der in der Pumpe auf der Seite des Blutes oder auf der Seite des
hydraulischen Fluids angeordnet ist.
- – PO2V und PO2A: Durch
spezifische Sensoren, von denen der eine 34 im rechten
Herzen (PO2V), oder sonst in den Venen,
und der andere 36 in dem aortischen Strom, welcher die
Pumpe durchquert (PO2A), angeordnet ist.
Der Nutzparameter ist PO2A – PO2V. Die Benutzung von PO2V allein
ist vorstellbar, um das System funktionieren zu lassen, was aber
eine Verminderung der Leistung vermittelt.
- – F: Über ein
Elektrokardiogramm (EKG) oder gegebenenfalls direkt ausgehend vom
Generator der Ersatzfrequenz. Das EKG wird durch eine ventrikuläre endokavitäre Elektrode 38 im
rechten Herzen erfasst. Es bestimmt den Moment der rechten ventrikulären Depolarisation,
woraus der Moment der Depolarisation des linken Ventrikels abgeleitet
werden kann, und die Herzfrequenz F. In Abwandlung kann das EKG
durch eine epikardische Elektrode erfasst werden, die auf dem linken
Ventrikel platziert ist.
- – dP/dt:
Dieser Parameter ist die mittlere Steigung des Drucks im linken
Ventrikel im Verlauf der isovolumetrischen Kontraktion desselben,
wobei die Steigung ausgehend vom Unterschied des Drucks und der
Dauer zwischen dem Beginn der Depolarisation und der Öffnung der
aortischen Klappe erhalten wird, detektiert durch die entsprechende
Unstetigkeit von P(t).
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Nach
Validierung werden die Daten aus den bewirkten Messungen abgeleitet
gemäß der für sie bestimmten
Verwendung:
- a) Im Verlauf des vorhergehenden
Herzzyklus für eine
schnelle Verfolgung oder reine Schätzung der Tendenz, oder
- b) ausgehend von dem gewichteten gleitenden Mittelwert über eine
bestimmte Anzahl von vorhergehenden Zyklen, um eine Glättung zu
bewirken und/oder Effekten zu erlauben, sich zu stabilisieren.
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Der
aortische Druck P(t) wird in vorherbestimmten Intervallen abgetastet.
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Die
Daten sind variabel, abhängig
von Zustandsparametern, wie etwa der physischen, gastro-intestinalen,
zerebralen Aktivität,
der Haltung, der Umgebung oder sich aus koexistierenden Pathologien
ergebend, der Imprägnation
mit Drogen etc. Sie sind auch in einem gewissen Maß interdependent.
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Auesdruck
des Bedarfs an Herzunterstützung
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Der
Bedarf an Herzunterstützung
wird bestimmt, ausgehend von einer Gesamtheit von Daten und von
Kombinationen von Referenzdaten. Die Gesamtheit wird unter Berücksichtigung
der kardiovaskulären
Pathologie erstellt und in die Vorrichtung durch Programmierung
eingegeben.
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Die
Referenzgesamtheit besitzt ihre eigene Dynamik, abhängig von
Zustandsparametern: Zum Beispiel wird ein Ausdruck von Normalität bei Anstrengung
durch Werte von P(t), PO2A – PO2V, dP/dt übersetzt, die verschieden von
denjenigen sind, welche die Normalität im Ruhezustand ausdrücken. Dasselbe
gilt für
die Normalitäten
mit oder ohne pharmazeutische Imprägnation, etc.
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Die
Programmierung der Referenzgesamtheit muss daher auf zwei Ebenen
bewirkt werden:
- – Derjenigen der Bezugsdaten
im Ruhezustand, und
- – derjenigen
von Algorithmen zur Korrektur der letzteren abhängig von Variationen, die sich
aus der täglichen
Aktivität
ergeben. Da die physische Aktivität in dieser Hinsicht der wesentliche
Faktor der Variation ist, können
die Algorithmen allgemein auf die Übersetzung der physischen Aktivität über die
Herzfrequenz beschränkt
werden.
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Die
Referenzgesamtheit wird schließlich
bestimmt durch die Daten mit zwei Variablen: P(t, F), PO2A(F) – PO2V(F), F, dP/dt(F) und/oder der Kombination
dieser Daten.
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In
dem Fall, in welchem die pharmazeutische Imprägnation oder der pathologische
Zustand modifiziert würden,
würde Anlass
bestehen, die Programmierung auf ihren beiden Niveaus zu wiederholen.
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Sobald
die Programmierung bewirkt ist, bestimmen die Abweichungen, die
im Verlauf des alltäglichen
Lebens im Verhältnis
zu Referenzwerten konstatiert werden, sobald eine bestimmte Schwelle überschritten
ist, den Bedarf an Herzunterstützung. Zum
Beispiel wird die Steigerung von PO2A – PO2V oder der Abfall von PO2V bei
Anstrengung die Herzunterstützung
auslösen,
während
sie im Ruhezustand nicht benötigt
wurde, oder es zu einem geringeren Grad wurde.
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Herzunterstützung
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Die
Modalitäten
der Unterstützung
werden definiert durch Programmierung abhängig von der Natur, der Amplitude
und der Schnelligkeit der Variation der Abweichungen. Sobald eine
Unterstützung verwirklicht
wurde, wird ein Folgepro gramm komplementär zu dem vorhergehenden gestartet,
umfassend z. B. die Verstärkung
der Abtastung, die Algorithmen des Anlaufens, der Verfolgung, der
Beendigung, etc., und reagierend auf die Leitung der Unterstützung abhängig von
der Entwicklung der Störung, für welche
sie der Grund ist, und der Antwort des Organismus.
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Modalitäten der
Herzunterstützung
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Die
Herzunterstützung
wird bestimmt durch die Geschwindigkeiten der Bewegung des Kolbens u(t)
während
der Systole und v(t) während
der Diastole, jeweils homolog zu dem akkumulierten Volumen Σ·u(t) und
dem zurückerstatteten
Volumen Σ·v(t), durch
die Pumpe und das Ursprungsmoment dieser Funktionen im Verhältnis zum
Herzzyklus, tA für u(t) und tR für v(t).
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Bestimmung von u(t) und
tA
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Die
künstliche
Erhöhung
des aortischen Volumens Σ·u(t) bewirkt,
wie weiter oben dargestellt, eine Erhöhung des systolischen Durchsatzes,
welche auf die Energie nachwirkt, welche durch das linke Ventrikel
geliefert wird und auf den energetischen Ertrag desselben. Die Wirkungen
hiervon sind ebenso nützlich
wie diejenigen der Lockerung der Arterie. Es ist ferner wichtig,
dass u(t) und tA korrekt an die Herzfunktion
angepasst sind.
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Eine
bevorzugte Form des Profils von u(t) kann z. Β. ein exponentieller Abfall
sein, durch Analogie mit dem elastischen Verhalten von Arterien, während tA den Beginn der Systole kontrollieren kann durch
Antizipation, um den systolischen Druck zu reduzieren.
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Bei
der Anwendung wird das Profil von u(t) und tA abhängig vom
Patienten durch Programmierung geregelt und variiert nicht abhängig von
seiner Aktivität.
Die Amplitude von u(t) und folglich ∫Su(t)dt bildet
den wesentlichen Aktionsparame ter der Herzunterstützung, was
die künstliche
Erhöhung
des aortischen Volumens angeht oder, anders gesagt, die Verminderung
der Nach-Last des linken Ventrikels.
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Die
Amplitude von u(t), insbesondere die Menge ∫Su(t)dt
homolog zum gesamten Volumen Σ∫Su(t)dt,
das durch die Pumpe gespeichert wird, wird abhängig vom gewünschten
Herzdurchsatz bestimmt. Unter Berücksichtigung der Antwortzeit
des kardiovaskulären
Systems auf den an ihn abgegebenen Impuls, kann die Amplitude u(t)
schrittweise erhöht
werden, wobei jede Erhöhung
abhängig
vom Resultat des vorhergehenden innerhalb einer bestimmten Verzögerung definiert
wird, und beschränkt durch
die Antwortkapazität
des Herzens und der Prothese.
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Bestimmung von v(t) und
tR
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Die
Reinjektion wird durch das Profil von v(t) und durch tR regiert,
wobei die Amplitude von v(t) abhängig
von derjenigen von u(t) ist, da ∫Su(t)dt = ∫Dv(t)dt ist, auf Grund der Tatsache, dass
der Kolben zur gleichen Position zurückkehrt nach Vollendung eines
Zyklus.
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V(t)
und tR bestimmen, ausgehend vom arteriellen
Druck am Beginn der Diastole und im Zusammemvirken mit der arteriellen
Dehnbarkeit, den augenblicklichen arteriellen Druck und den arteriellen Durchsatz
während
der Diastole. Im Gleichgewicht ist der gesamte arterielle Druck
während
der Diastole, hinzugefügt
zu dem arteriellen Durchsatz während der
Systole, natürlich
gleich dem Durchsatz des linken Ventrikels.
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Wenn
der Zustand des Patienten stabil ist, zieht die Einführung einer
Herzunterstützung,
die mit bestimmten Werten u(t), tA, v(t),
tR verbunden ist, daher eine Störung nach
sich, gefolgt von einer spontanen Rückkehr ins Gleichgewicht des
kardiovaskulären
Systems, um in neue Betriebsbedingungen zu münden, welche durch den Herzdurchsatz,
die unterschiedlichen ventrikulären
und aortischen, systolischen und diastolischen Drücke definiert
werden und, in der Folge, der durch das Herz und die Prothese gelieferten
Energien.
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Es
wird daher verstanden werden, dass:
- – wenn die
Herzunterstützung
den kardiovaskulären
Zustand verbessert, ihre exakten Wirkungen nicht bekannt werden,
bis zur Stabilisierung desselben, bei Auslesen der Gesamtheit von
Daten;
- – die
Herzunterstützung
vorzugsweise durch aufeinander folgende Ansätze angewandt werden muss;
- – die
Herzunterstützung
bei unterschiedlichen Intensitätsgraden
bewirkt werden kann, gemäß der Dosierung
der Verminderung der Nach-Last und des Energiebeitrags der Prothese.
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Programmierungsprotokoll
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Die
Herzunterstützung
kann nach vorherbestimmter Wahl oder automatisch sein.
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Die
vorherbestimmte Unterstützung
wird erhalten durch Programmierung im Ruhezustand von u(t), tA, v(t), tR und des
Algorithmus zur Korrektur von u(t) und des Profils v(t), wie auch
von tR, abhängig von der Herzfrequenz F.
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Die
automatische Unterstützung
wird erhalten durch Programmierung der Referenzgesamtheit, der Korrekturalgorithmen
dieser Gesamtheit abhängig
von Zustandsparametern, die sich in der Praxis auf die Herzfrequenz
F reduzieren, von Schwellwerten der Auslösung der Unterstützung und
der Intensität
derselben.
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Die
Programmierung umfasst die folgenden Operationen:
- A.
Bei vorherbestimmter Unterstützung:
- 1. Einsatz der Sensoren; Aufstellung der Resultate.
- 2. Programmierung der Unterstützung: u(t), TA, v(t),
tR.
- 3. Programmierung der Korrekturalgorithmen von u(t), des Profils
von v(t) und von tR abhängig von der Herzfrequenz.
- B. Bei automatischer Unterstützung:
- 1. Einsetzen der Sensoren; Aufstellung der Resultate.
- 2. Programmierung der Referenzgesamtheit und der Korrekturalgorithmen.
- 3. Programmierung des Einsatzes der Unterstützung abhängig von Abweichungen (Grenzwert und
Intensität)
im Verhältnis
zur Referenzgesamtheit.
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Betrieb
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Die
programmierte Vorrichtung führt
die folgenden Operationen aus:
- 1. Abfragen
der Sensoren, Aufstellung der Gesamtheit von Daten in Echtzeit.
- 2. Korrektur der Referenzgesamtheit in Echtzeit (automatische
Unterstützung).
- 3. Aufstellung der Abstände
zwischen der Gesamtheit der Daten (1) und der Referenzgesamtheit
(2) (automatische Unterstützung).
- 4. Auslösung
der Unterstützung
abhängig
von Abweichungen (automatische Unterstützung) oder Korrektur der Unterstützung abhängig von
der Herzfrequenz (vorherbestimmte Unterstützung).
- 5. Auslösung
des Folgeprogramms. Protokoll schrittweiser Annäherungen (automatische Unterstützung).
- 6. Holter-Aufzeichnung von Daten und bedeutsamen Ereignissen,
Betriebsparametern, insbesondere des Verbrauchs.
- 7. Aufzeichnung statistischer Daten.
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Es
wird bemerkt werden, dass die Vorrichtung unterschiedslos die Referenzgesamtheit
(Operation 2) oder die Gesamtheit von Echtzeitdaten (umgekehrte
Korrektur) korrigieren kann.
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Vergleichsweises
Beispiel der erhaltenen Druckwelle
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3 stellt
die Form der Druckwelle dar, d. h. die Funktion P(t), aortischer
Druck abhängig
von der Zeit.
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Der
Druck ist gegeben in Millimetern Quecksilber, was die außersystematische
Einheit ist, in welcher die Blutdrücke im Allgemeinen in der Praxis
ausgedrückt
werden (1 mm Hg = 133,322 Pa).
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Die
Kurve mit durchgezogener Linie stellt den aortischen Druck ohne
ventrikuläre
Unterstützung
dar, während
die gestrichelte Kurve den gleichen Druck mit ventrikulärer Unterstützung darstellt, für eine erneute
Injektion (Verminderung des variablen Volumens 20), durchgeführt zwischen
t = 200 ms (Ende der Systole) und t = 340 ms.
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Wenn
zunächst
die Kurve des Druckes ohne Herzunterstützung betrachtet wird, ist
im Gleichgewicht der Druck am Ende der Diastole gleich dem Druck
am Beginn der Systole, wobei der Zyklus stabilisiert und repetitiv
ist.
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Der
durch die Kurve P(t) begrenzte Bereich zwischen t = 0 und t = 750
ms (ein vollständiger
Zyklus für
einen Rhythmus von 80 Schlägen
pro Minute) und der horizontalen Achse (deren Koordinaten bei P =
20 mm Hg enden, Druck am Ende der Diastole des linken Ventrikels)
ist repräsentativ
für den
gesamten Kapillardurchsatz, gleich dem gesamten Herzdurchsatz: Qcardiaque = Fläche(P)/R
= 1/R∫7500 P(t)dt,wobei
R der Widerstand der arterio-venösen
Kapillaren ist, der in das Verhältnis
Qc = P/R eingeht, welches den Kapillardurchsatz
angibt.
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Wenn
nun die Kurve mit Herzunterstützung (gestrichelte
Kurve) betrachtet wird, können
mehrere Beobachtungen formuliert werden.
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Zunächst könnte, obwohl
die erneute Injektion in dem dargestellten Beispiel am Beginn der
Diastole bewirkt wird, sie auch wenig vor dem Ende der Systole beginnt,
indem das Ende immer bei t = 340 ms genommen wird. Nach dem Ende
der erneuten Injektion beginnt die Aorta, welche durch die erneute Injektion
dilatiert worden ist, sich in annähernd exponentieller Weise
in das arterielle Netz stromabwärts zu
entleeren. Auf Grund dessen wird der diastolische Druck am Ende
der Diastole höher
sein als dieser gleiche Druck am Ende der vorhergehenden Diastole.
Im Moment der Inbetriebnahme der Unterstützung wird der Zyklus nicht
ausgeglichen sein und er wird es erst einige Zyklen später werden.
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An
zweiter Stelle wird bemerkt werden, dass der Unterschied zwischen
der Kurve mit durchgezogenem Strich und der gestrichelten Kurve
repräsentativ
für die
Unterschiede des Kapillardurchsatzes mit und ohne Unterstützung ist.
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Mit
Unterstützung
ist dieser Kapillardurchsatz kleiner während der Systole und größer während der
Diastole. Die Bilanz (Differenz zwischen den Bereichen, welche durch
die Kurven vor und nach dem Augenblick der erneuten Injektion begrenzt
werden) repräsentiert
den Beitrag auf Grund der Regelung des Herzdurchsatzes. Die exakte
Steigerung des Herzdurchsatzes kann nach Stabilisierung des Druckprofils
bestimmt werden, um die Tatsache zu berücksichtigen, dass die Inbetriebnahme
der Unterstützung
eine bestimmte Anzahl von physiologischen Größen modifizieren wird, wie
etwa den diastolischen und systolischen Druck, die Füllung des
linken Ventrikels, die Energie des linken Ventrikels, den Widerstand
R (der sich vermindert), die Frequenz F (die sich vermindert), etc.,
mit insbesondere einer besseren Durchblutung der Herzgefäße. Die
Stabilisierung im neuen Gleichgewichtszustand wird daher nicht unmittelbar
sein.
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Es
wird ebenfalls bemerkt werden, dass der Herzdurchsatz, repräsentiert
durch den Bereich, welcher durch die Kurve während der Dauer des Zyklus begrenzt
wird, durch das linke Ventrikel während der Systole geliefert
wird. Das heißt,
dass der Bereich relativ zur Systole den Kapillardurchsatz während der Systole
repräsentiert,
während
der Herzdurchsatz, der durch die Dilatation der Arterie während der
Systole gespeichert ist, durch den sich auf die Diastole beziehende
Bereich repräsentiert
wird.
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Das
Druckprofil informiert so unmittelbar über den Teil des systolischen
Ausstoßes,
der in der Arterie gespeichert ist – und in dem variablen Volumen
der Pumpe, wenn diese aktiviert ist – und den Teil, der direkt
in das Arteriennetz stromabwärts
geleitet wird (oder in die Kapillaren, bei Dilatation nahe der Arterien
stromabwärts).