-
Technisches
Gebiet
-
Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf einen Herzstimulator zur
elektrischen Stimulation des Herzens, enthaltend eine Vorrichtung
zum Bestimmen des Herzminutenvolumens (Herzzeitvolumens) und eine
Steuervorrichtung zum Steuern der Stimulation in Reaktion auf das
festgestellte Herzminutenvolumen, wobei die genannte Herzminutenvolumenbestimmungsvorrichtung
eine Vorrichtung zum Messen des Druckes innerhalb des rechten Ventrikels
und zum Erzeugen des entsprechenden Drucksignals enthält, sowie
eine Vorrichtung zum Erzeugen aus dem genannten Drucksignal ein
auf das Herzminutenvolumen bezogenes Steuersignal und zum Zuführen des
genannten Steuersignals zu der genannten Steuervorrichtung zum Steuern
der gemäß dem Steuersignal
ausgegebenen Stimulation.
-
Stand der
Technik
-
Ein
Herzstimulator wie oben beschrieben ist in der US-A-5,156,147 offenbart.
-
Es
sind auch mehrere andere Arten einer automatischen Anpassung von
Schrittmacherstimulationsalgorithmen und Parametern bekannt. Ein
gemeinsamer Nachteil all dieser bekannten Konzepte ist es, dass
keine wirklich geeigneten Kriterien gefunden worden sind für die Algorithmus-
und Parameteroptimierung. So sind Versuche unternommen worden, beispielsweise
die AV-Verzögerung
auf der Grundlage einer angenommenen Algorithmusbeziehung zwischen
der Herzfrequenz bzw. Herzaktivität und einer optimalen AV-Verzögerung zu
optimieren. Die Erfolge waren jedoch mittelmäßig.
-
Wegen
der weiten Veränderungen
der Bedingungen, die die Bedürfnisse
des Patienten beeinflussen, wie mentaler Anfall, Ernährung, Tages-
und Jahreszeit, Krankheiten und individuelle Besonderheiten, ist
es unwahrscheinlich, dass eine Algorithmusbeziehung der wirklichen
Situation stets nahe kommt. Ein System dieser Art kann nicht effektiv sein,
so lange die Effektivität
nicht gemessen und als Rückkopplung
in einer Stimulationssteuerung genutzt werden kann. Heutige Schrittmacherparameter werden
normalerweise abhängig
von der Diagnose und der Erfahrung des medizinischen Personals eingestellt.
-
Die
oben genannte US-A-5,156,147 beschreibt einen frequenzadaptierenden
Schrittmacher mit einem Herzstimulationsimpulsgenerator variabler Frequenz
und einem Sensor zur Überwachung
eines physiologischen Parameters zum Einstellen der Impulsgeneratorstimulationsfrequenuz,
um die physiologischen Anforderungen zu erfüllen. Zusätzlich wird ein hämodynamischer
Sensor betrieben, um ein Ausgangssignal zu liefern, das die Pumpleistung
des Herzens abhängig
von der Schrittmacherstimulation repräsentiert. Der hämodynamische Überwachungssensor
kann den rechten ventrikulären
Druck messen und es wird erwähnt,
dass der zum Steuern der Stimulationsfrequenz benutzte hämodynamische
Parameter das Herzminutenvolumen sein könnte. Es wird jedoch nicht
erläutert,
wie das Herzminutenvolumen aus dem gemessenen Drucksignal bestimmt wird.
-
In
der US-A-5,265,615 wird ein Verfahren zum kontinuierlichen Überwachen
des Herzminutenvolumens und des Gefäßsystemwiderstandes eines Patienten
durch Analysieren des Blutdrucksignals beschrieben und es werden
Formeln zum Berechnen des Herzminutenvolumens und des Gefäßsystemwiderstands
aus einer Anzahl von Parametern angegeben, die aus dem Blutdrucksignal
abgeleitet sind. Der Druck kann durch Verwendung von Kathetern gemessen
werden, die in verschiedenen Arterien platziert sind oder durch
nichtinvasive Verfahren.
-
Auch
die US-A-5,183,051 beschreibt ein Verfahren zum kontinuierlichen
Bestimmen des Herzminutenvolumens aus gemessenen arteriellen Blutdruckdaten.
Der Blutdruck wird nicht invasiv oder minimal invasiv gemessen und
das Schlagvolumen wird aus dem Schlagbereich unter der Impulsdruckkurve
zwischen dem Start der systolischen Phase und der Dikrotie-Kerbe
bestimmt, wobei der Schlagbereich für irgendwelche Flächenabschnitte,
die sich auf reflektierte Druckwellen beziehen, korrigiert wird.
-
Die
Verfahren zum Bestimmen des Herzminutenvolumens gemäß den beiden
zuletzt genannten Veröffentlichungen
werden für
diagnostische Zwecke benutzt. Nichts wird erwähnt über die Verwendung des Herzminutenvolumens
als Parameter zum Steuern eines Herzstimulators.
-
In
K. Rohrbach, Ludwig-Maximilians-Universität München 1991, "Korrelation zwischen
Schlagvolumen und abgeleiteten Druckparametern des rechtens Herzens – Eine tierexperimentelle
Studie –" sind verschiedene
Verfahren zum Bestimmen des Schlagvolumens aus einem im rechten
Ventrikel eines Schweines erhaltenen Drucksignals beschrieben. Gemäß einem
Verfahren bei dieser These wird das Drucksignal während der
Systole integriert.
-
Ziel
der vorliegenden Erfindung ist es, einen einfachen Weg zur Bestimmung
des Herzminutenvolumens als ein Maß für die Effektivität der durch
einen Herzstimulator gelieferten Stimulation und unter Verwendung
des Herzminutenvolumens in einer Rückkopplungsadaption der Stimulation
vorzuschlagen.
-
Zusammenfassung
der Erfindung
-
Dieses
Ziel wird durch einen Herzstimulator gemäß dem einleitenden Teil der
Beschreibung mit den kennzeichnenden Merkmalen des Anspruches 1 erreicht.
-
Mit
dem erfindungsgemäßen Herzstimulator ist
es auf eine einfache und zuverlässige
Weise möglich,
Algorithmen und einen oder mehrere Stimulationsparameter dynamisch
in Reaktion auf Umwelt- und Bedarfsänderungen einzustellen, um
ein optimales Herzminutenvolumen aufrecht zu erhalten. Beispiele
von Parametern, die von einer derartigen Rückkopplungsprozedur eingestellt
werden können, sind
die AV-Verzögerung,
die Stimulationsfrequenz, die Refraktärperiode, die Stimulationsimpulsenergie, Dauer
und Amplitude.
-
Bei
einer vorteilhaften Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Herzstimulators
ist die Herzminutenvolumenbestimmungsvorrichtung ausgelegt, das
Herzminutenvolumen auf einer Schlag zu Schlag Grundlage zu messen.
Es ist dann möglich, die
Energiewirksamkeit pro Schlag und somit den Energieverbrauch über die
Zeit für
ein bestimmtes Herzminutenvolumen zu berechnen. Dies ist von vitaler Bedeutung
bei einem Herzschrittmacher, da es wesentlich ist, das Herz nicht
zu beanspruchen und nicht mehr Energie einzusetzen, als es bei einer
bestimmten Situation erforderlich ist.
-
Gemäß einer
weiteren vorteilhaften Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Herzstimulators ist
mit dem Drucksensor eine Abtast- und Halteschaltung verbunden, um
den gemessenen Druckwert bei der Ventrikelausflussklappenöffnung zu
halten, wobei die genannte Integriervorrichtung durch die Abtast-
und Halteschaltung so gesteuert wird, dass sie die Integration fortsetzt,
solange der gemessene systolische Druck höher als der gehaltene Klappenöffnungsdruckwert
ist. Dies ist ein praktischer Weg zur Bestimmung der Grenzen für die Integration.
Die Bestimmung dieser Grenzen ist nicht zu kritisch, da der integrierte
Bereich den Charakter eines relativen Maßes aufweist und nicht den
eines absoluten Maßes. So
wird in der Praxis eine Änderung
eines Eingangsparameters ausgeführt
und die entsprechende Änderung
des integrierten Bereiches, der das Herzminutenvolumen repräsentiert,
wird beobachtet und mit Hilfe dieser Information wird die nächste Änderung des
Eingangsparameters bestimmt, um ein optimales Herzminutenvolumen
zu erreichen.
-
Gemäß einer
weiteren vorteilhaften Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Herzstimulators ist
die Integriervorrichtung geeignet, als ein Maß des Herzminutenvolumens die
Größe eines
Druckbereiches als Funktion einer Zeitebene zu bestimmen, die durch
die gemessene ventrikuläre
Druckkurve als Funktion der Zeit von dem Öffnen der ventrikulären Ausflussklappe
bis zum Schließen
der Klappe und einer gerade Linie zwischen den gemessenen Druckwerten
beim Öffnen
der ventrikulären
Ausflussklappe und beim Schließen
begrenzt wird. Die Druckdifferenz zwischen dem rechten Ventrikel
und der Lungenarterie ist die Antriebskraft, die Blut aus dem Ventrikel
durch die geöffnete
Klappe beschleunigt und die Geschwindigkeit des Blutflusses wird
durch diese Druckdifferenz und die Dichte des Blutes bestimmt. Somit
ist aus einem theoretischen Gesichtspunkt die Druckdifferenz des
Ventrikels gegenüber
der Lungenarterie, die zu integrierende relevante Größe zum Bestimmen
des Volumenausstoßes
pro Schlag oder des Herzminutenvolumens. Während der Ausstoßphase kann
jedoch der exakte Wert des Lungenarteriendrucks nicht vom inneren
des Ventrikels aus gemessen werden. Der Druck zu Beginn der Ausstoßphase und
an deren Ende kann jedoch gemessen werden, und die Lungenarterie
stellt ein elastisches System dar und der Druck nimmt annähernd linear mit
dem eingeschlossenen Volumen zu. Demzufolge ist eine gerade Linie
zwischen dem Druck beim Klappenöffnen
und dem Druck beim Klappenschließen ein guter angenäherter Durchschnittswert
des aufgebauten Aortendrucks.
-
Gemäß einer
noch weiteren vorteilhaften Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Herzstimulators
ist die Integriervorrichtung geeignet, als ein Maß des Herzminutenvolumens
die Größe des Druckbereiches
als Funktion der Zeitebene unterhalb der gemessenen ventrikulären Druckkurve
und oberhalb eines ausgewählten
konstanten Schwellenwertpegels unterhalb des gemessenen ventrikulären Druckes
zu bestimmen, wobei die genannte Integriervorrichtung so gesteuert
wird, dass sie die Integration beginnt, sobald der gemessene ventrikuläre Druck den
genannten Schwellenwertpegel überschreitet und
die Integration beendet, wenn der gemessene Druck unterhalb des
Schwellenwertpegels abfällt. Dies
ist eine vereinfachte Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Herzstimulators
mit reduzierter Komplexität
der elektrischen Schaltung, der Speichervorrichtung und der benutzten
Algorithmen, wobei jedoch normalerweise eine gute Abschätzung des Herzminutenvolumens
für Steuerungszwecke
erhalten wird. Da der Druck vor dem Klappenöffnen steil ansteigt und nach
dem Klappenschließen
steil abfällt, verschiebt
die Verwendung eines konstanten Pegels zum Bestimmen der Anfangs-
und Endpunkte der Integration diese Punkte gegenüber den Punkten des tatsächlichen
Klappen-Öffnens
und -Schließens
nur unwesentlich und vorausgesetzt, dass der Schwellenwertpegel
nicht relativ zum Druck beim Klappenöffnen von einem Schlag bis
zum nächsten
geändert wird,
ist der Unterschied zwischen dem gemessenen Herzminutenvolumen und
dem tatsächlichen
Herzminutenvolumen annähernd
konstant. Dieser Unterschied zwischen den gemessenen und tatsächlichen Herzminutenvolumenwerten
kann dann durch Bilden der Differenz zwischen aufeinander folgenden
Messwerten eliminiert werden.
-
Kurze Beschreibung
der Zeichnungen
-
Um
die Erfindung mehr im Detail zu erläutern, werden nun anhand der
Zeichnungen als Beispiele ausgewählte
Ausführungsformen
des erfindungsgemäßen Herzstimulators
erläutert,
wobei
-
1 eine
Längsansicht
und eine Draufsicht des Endabschnittes einer ventrikulären Leitung
zeigt, die für
den Einsatz bei dem erfindungsgemäßen Herzstimulator geeignet
ist,
-
2 ein
Prinzipdiagramm einer Eingangsschaltung zur Stimulation und QRS-Erfassung
des erfindungsgemäßen Herzstimulators
ist,
-
3 die
in verschiedenen Teilen des Herzens gemessenen Drücke und
die aortalen und pulmonalen Arteriendrücke als Funktion der Zeit,
wie auch Phonokardiogramme und Elektrokardiogramme zeigt, zur Darstellung
eines Verfahrens zum Bestimmen des Herzminutenvolumens bei einem
erfindungsgemäßen Stimulator,
-
4–6 die
gleichen Druckkurven und Phono- und Elektrokardiogramme zur Darstellung
alternativer Verfahren für
die Bestimmung des Herzminutenvolumens in einem erfindungsgemäßen Herzstimulator
zeigt,
-
7 eine
erste Ausführungsform
einer Messschaltung des erfindungsgemäßen Herzstimulators für das Herzminutenvolumen
zeigt, und
-
8 eine
zweite Ausführungsform
einer Schaltung zum Bestimmen des Herzminutenvolumens aus dem Drucksignal
in dem erfindungsgemäßen Herzstimulator
zeigt.
-
Beschreibung
bevorzugter Ausführungsformen
-
Bei
dem erfindungsgemäßen Herzstimulator wird
das Herzminutenvolumen als Zeitintegral des Drucks im Ventrikel
während
der systolischen Phase des Herzens bestimmt. Der Druck wird vorzugsweise durch
einen Drucksensor 2 gemessen, der hinter der Spitze einer
ventrikulären
Elektrodenleitung positioniert ist, die vorgesehen ist, bei einem
erfindungsgemäßen Herzstimulator
eingesetzt zu werden, siehe 1. Die Leitungsspitze 4 ist
mit dem Herzstimulator elektrisch verbunden, um Stimulationsimpulse zum
Herzgewebe zu leiten und in den meisten Anwendungsfällen auch
zum Abfühlen
der elektrischen Aktivität,
die aus einer Herzkontraktion entsteht. Der Drucksensor 2,
vorzugsweise ein piezoelektrischer Sensor, ist auch mit dem Herzstimulator
verbunden, um ein dem abgefühlten
Druck repräsentierendes Drucksignal
zu liefern.
-
2 zeigt
die Eingangsschaltung eines erfindungsgemäßen Herzstimulators. Ein Stimulationskondensator
C wird aus einer Batterie in dem Herzstimulator (in der Figur nicht
dargestellt) auf eine vorbestimmte Stimulationsspannung Vstim aufgeladen, der Schalter S ist dann
in der in 2 dargestellten Position. Ein
Stimulationsimpuls kann danach durch Bewegen des Schalters S in
seine zweite Position zum Verbinden des Kondensators C mit der Leitung
aus dem Kondensator C über
die Elektrodenleitung zur Spitze 4 geliefert werden.
-
Wie
oben erwähnt,
wird die Leitungsspitze 4 auch zum Abfühlen elektrischer Herzaktivität benutzt und
die abgefühlten
Signale werden einem QRS-Detektor 6 für die QRS-Erfassung für den Einsatz
bei der Steuerung des Schrittmachers zugeführt.
-
Die
folgende Beschreibung erfolgt im Hinblick auf den linken Ventrikel.
Da das Gefäßsystem jedoch
ein geschlossenes System ist, ist das in verschiedenen Teilen des
System fließende
Blutvolumen im wesentlichen das gleiche und deshalb ist die Beschreibung
auch auf den rechten Ventrikel anwendbar. Im stabilen Zustand ist
das linke und das rechte ventrikuläre Herzminutenvolumen gleich.
Zeitliche Änderungen
führen
zu einer Neuverteilung der Drücke
und es entsteht rasch eine neue stabile Zustandssituation.
-
3 zeigt
die während
eines Herzzyklus gemessenen Druckkurven. Während der Systole nimmt der
Druck innerhalb des Ventrikels rasch zu. Bei einem bestimmten Pegel 8 überschreitet
der Druck den Druck in der Aorta und die Aortenklappe öffnet. Dies
ist der Beginn der Ausstoßphase,
bei der Blut aus dem Ventrikel in die Aorta ausgetrieben wird. Die
Druckdifferenz zwischen dem Ventrikel und der Aorta ist die Antriebskraft,
um das Blut aus dem Ventrikel durch die offene Klappe herauszubeschleunigen.
Die Geschwindigkeit des Blutflusses ist durch diese Druckdifferenz
und die Dichte des Blutes bestimmt. Die Fläche der Klappenöffnung ist
im wesentlichen von Schlag zu Schlag konstant und der Volumenausstoß pro Schlag
oder das Herzminutenvolumen stellt sich als proportional zum Zeitintegral
der Druckdifferenz über
der Ausstoßzeit
vom Klappenöffnen 8 bis
zum Klappenschließen 10 in 3 dar.
-
Von
einem theoretischen Gesichtspunkt aus gesehen ist so der Unterschied
zwischen dem Druck im Ventrikel und dem Aortendruck die passende
zu integrierende Größe. Während der
Ausstoßphase kann
jedoch der exakte Wert des Aortendruckes vom Inneren des Ventrikels
aus nicht gemessen werden, sondern nur beim Beginn 8 und
beim Ende 10 der systolischen Phase. Die Aorta stellt ein
elastisches System dar und der Druck steigt annähernd linear mit dem eingeschlossenen
Volumen. Eine gerade Linie zwischen dem Klappenöffnen 8 und dem Klappenschließen 10 bildet
deshalb eine gute Annäherung des
Aufbaus des Aortendrucks. Dies ist durch Vergleichsmessungen des
Herzminutenvolumens mittels eines Strömungsmessers und mittels der
oben beschriebenen Messungen bestätigt worden.
-
Somit
wird bei einer Ausführungsform
dieses erfindungsgemäßen Herzstimulators
das Herzminutenvolumen durch Integration der Fläche bestimmt, die begrenzt
ist durch die Druckkurve 12 und dem angenommenen sich linear
verändernden
Aortendruck 14.
-
Um
die Schaltungen, Speicher und Algorithmen, die zur Bestimmung des
Herzminutenvolumens, wie oben beschrieben benötigt werden, zu vereinfachen,
sind Modifikationen der beschriebenen Prozedur möglich.
-
Wie
oben erwähnt,
sind der Druckanstieg und -abfall vor dem Öffnen der Klappe bzw. nach dem
Schließen
der Klappe steil. Während
dieses Anstieges und Abfalls hat der elastische Effekt aus der Aorta
auf die Druckveränderung
keinen Ausgleichs- oder Glättungs-Einfluss
und wegen der Steilheit der Druckkurve kann ein konstanter Pegel,
der in 4 durch die gerade Linie 16 veranschaulicht
ist, zum Bestimmen der Anfangs- und Endpunkte 18, 20 der Integration
benutzt werden. Eine Verwendung der Schnittpunkte zwischen dieser
geraden Linie 16 und der Druckkurve 12 als Anfangs-
und End-Punkte für die
Integration anstelle der Schnittpunkte zwischen beispielsweise der
geneigten Linie 14 und der Druckkurve 12, wie
in 3, führt
nur zu kleineren Verschiebungen der Anfangs- und Endpunkte. Falls
der Pegel der Linie 16 relativ zum Druck beim Klappenöffnen von
einem Schlag bis zum nächsten
der gleiche ist, ist der Unterschied zwischen dem tatsächlichen
Herzminutenvolumen und dem gemessenen Herzminutenvolumen annähernd konstant
und hat praktisch keinen Einfluss auf die relative Messung des Herzminutenvolumens,
die zur Steuerung des erfindungsgemäßen Herzstimulators ausreichend
ist.
-
Als
ein derartiger Bezugspegel für
die Integration kann der halbe systolische Spitzendruck von einer
Basislinie aus gewählt
werden.
-
Bei
einer weiteren alternativen Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Herzstimulators
wird der Druck innerhalb des Ventrikels durch eine Abtast- und Halte-Schaltung überwacht.
Der an der Stelle der Klappenöffnung
gemessene Druck wird dann gehalten und die Integration wird gestartet
und solange fortgesetzt, solange der systolische Druck höher als der
Haltedruck bleibt bzw. bis zum Klappenschließen. Diese beiden Möglichkeiten
sind in 5 bzw. 6 dargestellt.
So bildet eine horizontale gerade Linie 22 durch den Druck
beim Klappenöffnen 24 die Bezugsgröße für die Integration.
Bei der in 5 dargestellten Ausführungsform
wird die Integration am Schnittpunkt 26 zwischen der abfallenden
Flanke der Druckkurve 12 und der Bezugslinie 22 gestoppt
und bei der durch 6 dargestellten Ausführungsform wird
die Integration beim Ventilschließen 10, wie auch in 3 dargestellt,
gestoppt.
-
Die
Ausführungsform,
die die Abtast- und Halte-Schaltung enthält, wird nachstehend im Detail anhand
der 7 und 8 beschrieben.
-
In
den 3–6 stellt
die diskutierte Druckkurve 12, die sich in der zweiten
Hälfte
des dargestellten Herzzyklus als Kurve VK fortsetzt, den im linken
Ventrikel gemessenen Druck dar. Die Kurve Ao zeigt den Aorten-Druck
und die gepunktete Kurve VF stellt den gemessenen Druck im linken
Atrium dar.
-
FKG
ist ein Phonokardiogramm, das beim Klappenöffnen und Klappenschließen ein
vergrößertes Geräusch zeigt.
Dieses vergrößerte Geräusch kann
durch einen akustischen Sensor erfasst und zum Detektieren des Klappenöffnens und
Klappenschließens
benutzt werden.
-
Die
Druckkurve HK stellt den Druck im rechten Ventrikel dar und diese
Kurve kann in einer analogen Weise, wie die Druckkurve 12,
zum Bestimmen des Herzminutenvolumens benutzt werden. Die Kurve
AP stellt den gemessenen Druck in der Lungenarterie und die gepunktete
Kurve HF den Druck im rechten Atrium dar. EKG bezeichnet ein Elektrokardiogramm.
-
Durch
einen Drucksensor mit einer ziemlich hohen Frequenzreaktion, der
im Ventrikel positioniert ist, ist es möglich, Druckartefakte zu erfassen,
die von der Beschleunigung und Verzögerung des Fluids beim Klappenöffnen und
Klappenschließen
resultieren. Diese Druckartefakte erscheinen als gedämpfte periodische
Schwingungen, deren Frequenz durch die elastische Eigenschaft des
Systems bestimmt wird, das durch beispielsweise die Aorta oder Lungenarterie
und den Ventrikel und die Massendichte des Fluids gebildet wird.
Durch Verwendung eines schmalen Bandpassfilters kann das Klappenöffnen und
-schließen
aus diesen Schwingungen im Drucksignal erfasst werden.
-
Eine
erste Ausführungsform
der Schaltung zum Bestimmen des Herzminutenvolumens in dem erfindungsgemäßen Herzstimulator
ist in 7 dargestellt. Diese Schaltung enthält zwei
Abtast- und Halteschaltungen 28, 30 und einen
Integrator 32.
-
Beim
Klappenöffnen
wird die Integration gestartet und die erste Abtast- und Halte-Schaltung 28 durch
den Schalter 34 in die Halteposition gebracht. Auf diese
Weise wird der diastolische Enddruck im Haltekondensator C1 dieser Schaltung gespeichert.
-
Beim
Klappenschließen
wird die Integration gestoppt und die Abtast- und Halteschaltung 30 in
die Halteposition mit Hilfe des Schalters 36 gebracht.
Der systolische Enddruck wird dann im Haltekondensator C2 dieser Schaltung gespeichert.
-
Start,
und Stopp der Integration wird durch den Schalter 38 gesteuert.
-
Bei
der in 7 dargestellten Ausführungsform wird der diastolische
Enddruck dem Integrator 32 als Integralbezugsgröße zugeführt.
-
Durch
einen Mehrfachkoppler 40 werden die diastolischen und systolischen
Drücke
wie auch die integrierten Druckwerte einen AD-Umsetzer 42 zum Digitalisieren
und Weiterleiten an das Steuergerät des Herzstimulators zugeführt.
-
Um
den Integrator 32 für
die nächste
Messung bereitzustellen, wird er durch Schließen des Schalters 44 zurückgesetzt.
-
Bei
dieser Ausführungsform
wird so das Herzminutenvolumen gemäß der Formel Herzminutenvolumen
= Druckintegral – (systolischer Enddruck – diastolischer
Enddruck) × Zeit/2berechnet,
wie in Verbindung mit 3 erläutert.
-
8 zeigt
eine alternative Ausführungsform
der Schaltung, bei der die zweite Abtast- und Halte-Schaltung durch
eine Komparatorschaltung 46 ersetzt ist. Durch die erste
Abtast- und Halte-Schaltung 28 wird der diastolische Enddruck
im Kondensator C1 gespeichert. Der gespeicherte
diastolische Enddruck wird als Integralbezugsgröße benutzt und dem Komparator 46 und
dem Integrator 32 zugeführt. Im
Komparator 46 wird das abgefühlte Drucksignal, das im Druckverstärker 48 verstärkt worden
ist, mit der Bezugsgröße verglichen.
Wenn das Drucksignal den Integralbezugswert überschreitet, liefert der Komparator 46 ein Ausgangssignal,
das den Schalter 38 zum Starten der Integration des Drucksignals schließt. Die
Integration wird gestoppt, wenn das Drucksignal unter die Integralbezugsgröße fällt, d.
h. dem gespeicherten diastolischen Enddruck.
-
Der
Integralbezugswert wird auch dem Integrator 32 derart zugeführt, dass
die durch die abgefühlte
Druckkurve und den diastolischen Enddruck im Druck als Funktion
der Zeitebene begrenzte Fläche durch
den Integrator 32 bestimmt wird.
-
In ähnlicher
Weise, wie bei der Ausführungsform
nach 7, ist ein Integratorrückstellschalter 44 vorgesehen
sowie ein Mehrfachkoppler 40 zum Zuführen des diastolischen Enddrucks
und des Integrationswertes zum AD-Umsetzer 42 für eine Digitalisierung
und Übertragung
zum Schrittmachersteuergerät.
-
Das
Klappenöffnen
und -schließen
kann durch Filtern des Drucksignals, wie oben beschrieben, erfasst
werden und die erfassten Öffnungs-
und Schließ-Ereignisse
steuern die Schalter der Schaltung in den 7 und 8.
Wie oben erwähnt,
wird ein Drucksensor, vorzugsweise von einem piezoelektrischen Typ,
benutzt. Es kann jedoch auch jeder andere Typ eines Drucksensors
mit einer genügend
hohen Frequenzreaktion, typischerweise 200–500 Hz, benutzt werden.
-
Alternativ
können
die von den Klappen herrührenden
Herzgeräusche
zum Bestimmen des Klappen-Öffnens
und -Schließens
benützt
werden. Wie aus den Phonokardiogrammen in den 3 bis 6 ersichtlich
ist, ist beim Klappenöffnen
und -schließen
eine charakteristische Zunahme in den aufgezeichneten Geräuschen erkennbar.
-
Als
eine weitere Alternative kann das Klappen-Öffnen und -Schließen aus
dem aufgezeichneten Elektrokardiogrammen bestimmt werden. Die Elektrokardiogramme
können
aufgezeichnet werden durch die gewöhnliche, zur Stimulation benutzte Elektrodenleitung
oder durch eine separate Leitung.
-
Eine
weitere Alternative zum Bestimmen des Klappen-Öffnens und demzufolge des Anfangspunktes
für die
Integration im Falle einer Schrittmacherstimulation besteht im Hinzufügen einer
geeigneten Verzögerung,
typischerweise 40 ms von der Zeitposition für einen abgegebenen Stimulationsimpuls
an.
-
Das
Herzminutenvolumen kann auch aus einem gemessenen AC-Impedanzsignal
(Wechselstrom-Impedanzsignal) bestimmt werden. Das AC-Impedanzsignal
variiert mit der Zeit in ähnlicher Weise
wie das Drucksignal. Das Volumen des im Herzen enthaltenen Blutes
spiegelt sich im Wert der AC-Impedanz wieder. Mehr im Herzen enthaltenes Blut
führt zu
einer niedrigeren Impedanz. Zur Verwendung der Impedanz als ein
Maß des
Drucks ist es nötig,
dass die Impedanz örtlich
im Ventrikel, d. h. durch eine bipolare Elektrode, gemessen wird.
-
Zum
Bestimmen der Impedanz als Maß des Druckes,
kann auch ein getrennter Messkatheder benutzt werden.
-
Mit
dem erfindungsgemäßen Herzstimulator werden
die Möglichkeiten,
den Bedürfnissen
des Patienten mit einem minimalen Energieverbrauch zu genügen, verbessert.
-
Der
Energieverbrauch pro Herzschlag ist ziemlich konstant, falls andere
Bedingungen für
den Patienten im wesentlichen unverändert bleiben. Faktoren, die
den Energieverbrauch beeinflussen, sind erhöhter Blutdruck und Herzanfall,
die durch das autonome Nervensystem und eine Hormonfreigabe verursacht
werden. Beide Faktoren vergrößern den
Energieverbrauch pro Herzschlag. Bei einem unter Bluthochdruck leidenden
Patienten muss das Herz gegen einen vergrößerten Druck Blut pumpen, wenn
die aortale oder pulmonale Auslassklappe öffnet. Ein Herzanfall betrifft
den stoffwechselbedingten Bedarf, beispielsweise infolge Arbeitsbelastung.
-
Ein
stoffwechselbedingter Bedarf stellt den Pegel des peripheren vaskulären Widerstandes
ein, der vorzugsweise aus dem diastolischen Enddruck bestimmt werden
kann, d. h. dem Aortendruck beim Öffnen der Aortenklappe. Da
der periphere Gefäßwiderstand
ansteigt, fällt
der Druck rascher ab und es resultiert ein niedriger diastolischer
Enddruck. Der periphere Gefäßwiderstand
kann alternativ bestimmt werden aus dem venösen Blutrückfluss zum Herzen oder indirekt
mittels Sensoren. Beispiele derartiger Sensoren sind Körperaktivitätssensoren
auf der Grundlage von Körperbewegungen,
oder Muskelschallwellen oder metabolische Sensoren, die die Sauerstoff-
oder Kohlendioxid-Sättigung,
den pH-Wert oder die Bluttemperatur abfühlen. Die Verwendung eines
Drucksensors ist jedoch zu bevorzugen, da die kombinierte Überwachung
verschiedener physiologischer Parameter dann mittels eines einzigen
Sensors möglich
ist. So kann der metabolische Bedarf aus dem diastolischen Enddruck
bestimmt werden, Herzinsolvenz kann durch abgefühlte Ischämieepisoden erfasst werden,
das Herz kann überwacht
werden durch abgefühlte
normale spontane Systolen, ein Stimulations-Capture kann überwacht werden
durch eine abgefühlte
evozierte systolische Reaktion und das Herzminutenvolumen kann abgefühlt werden,
durch Bestimmen des systolischen Drucksignals, wie oben beschrieben.
Ein derartiges Druckabfühlsystem
ahmt das natürliche
System des Körpers
genau nach.
-
Aus
einem den metabolischen Bedarf repräsentierenden Signal, das gemäß einer
der oben erwähnten
Techniken gemessen worden ist, mit einer möglichen Kompensation für pathologische
Faktoren, wie Ischämie
oder Bluthochdruck, kann ein gewünschter
Herzminutenvolumensteuerwert mittels eines geeigneten Algorithmus
oder aus Tabellen bestimmt werden. Das tatsächliche Herzminutenvolumen
wird aus dem systolischen Druckintegral, wie oben beschrieben, bestimmt
und die Stimulationsparameter des erfindungsgemäßen Herzstimulators werden
in kleinen Schritten, folgend auf die Bewertung des erhaltenen Herzminutenvolumens
nach jeder Änderung,
geändert.
Falls sich das Herzminutenvolumen vergrößert, ersetzt der neue Parameterwert den
alten und falls das Herzminutenvolumen abnimmt, wird keine parametrische Änderung
durchgeführt.
-
Als
ein Beispiel dieser Art von Steuerung des Herzstimulators wird ein
einen einzigen Parameter einstellendes System in Form eines frequenzadaptierenden
Systems beschrieben.
-
Bei
einem sich im Ruhezustand befindlichen Patienten wird die Stimulationsfrequenz
in kleinen Schritten verringert, bis eine Herzfrequenz erreicht ist,
die zu dem gewünschten
Herzminutenvolumen führt.
Falls die Arbeitsbelastung zunimmt, wird auch das gewünschte Herzminutenvolumen
vergrößert. Die
Stimulationsfrequenz wird schrittweise solange erhöht, so lange
das resultierende Herzminutenvolumen vergrößert wird. Bei einer bestimmten
Frequenzgrenze ist der venöse
Blutrückfluss
nicht mehr ausreichend, um das Herz zwischen aufeinander folgenden
Systolen erneut zu füllen
und eine weitere Frequenzzunahme vermindert dann tatsächlich das Herzminutenvolumen.
An diesem Punkt wird der erfindungsgemäße Herzstimulator automatisch
einen weiteren Frequenzanstieg stoppen und die Stimulationsfrequenz
bei einem Wert halten, der ein maximales Herzminutenvolumen ergibt.
-
Die
Steuerung der Stimulation kann auch Änderungen von anderen Stimulationsparametern
als der Stimulationsfrequenz, wie der Stimulationsimpulsamplitude,
Dauer und Form des Impulses, enthalten. An der Stelle einer implantierten
Stimulationsleitung können
verschiedene Leitungsmuster für
verschiedene Stimulationsenergiepegel entstehen. So kann beispielsweise
eine Leitungsbarriere für
Energien unterhalb einer bestimmten Schwelle existieren. In einem
solchen Fall muss die fortschreitende Dipolarisationswelle einen
anderen Weg um den fraglichen Bereich finden, mit einer damit verbundenen Verzögerung im
Leitungsmuster. Eine derartige Verzögerung beeinflusst auch den
Zeitverlauf des Kontraktionsmusters und verringert das Herzminutenvolumen.
Diese Erscheinung tritt leichter auf, falls die implantierte Leitung
keine optimale örtliche
Festlegung aufweist. Eine ausreichend hohe Stimulationsenergie stimuliert
ein größeres Gewebevolumen
um die Leitung und kann auf diese Weise eine weniger geeignete Positionierung
der Leitung "kompensieren".
-
Stimulationsleitungen
werden in dem rechten Ventrikel implantiert. Von einer Stelle im
rechten Ventrikel aus wird eine minimale Stimulationsenergie benötigt, um
die Verzögerung
durch das Septum zu überwinden,
um linke und rechte Ventrikelkontraktionsmuster aneinander anzupassen.
Für einen
Patienten mit einem Linksschenkelblock kann es schwierig sein, den
linken Ventrikel vom rechten Ventrikel aus zu erreichen, jedenfalls
kann eine höhere
Energie erforderlich sein.
-
Bei
dem erfindungsgemäßen Herzstimulator kann
ein einzelner Parameter oder es kann eine Kombination von Parametern
optimiert werden und es kann jeder Parameter dann in einer Folge
von Optimierungen eingestellt und bewertet werden. So kann beispielsweise
die AV-Verzögerung in
einem Zweikammersystem so verändert
werden, dass ein optimaler kardieller Ausstoß pro Schlag erreicht wird und
die Herzfrequenz demzufolge verringert wird, um den gewünschten
kardiellen Ausstoß aufrecht
zu erhalten.
-
Die
Zeitverzögerung
nach einem ausgegebenen Stimulationsimpuls kann im Bereich 0–100 ms liegen.