DE69921652T2 - Gerät zur ununterbrochenen schätzung und anzeige von einer kardialen ejektionsfraktion und des enddiastolischen volumens - Google Patents

Gerät zur ununterbrochenen schätzung und anzeige von einer kardialen ejektionsfraktion und des enddiastolischen volumens Download PDF

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DE69921652T2
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    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B5/02Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/026Measuring blood flow
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Description

  • HINTERGRUND DER ERFINDUNG
  • Erfindungsbereich
  • Die vorliegende Erfindung betrifft die in-vivo Bestimmung und die Anzeige von Abschätzungen des kardialen Auswurfanteils oder des enddiastolischen Volumens oder von Beiden.
  • Beschreibung des Standes der Technik
  • Informationen über den Ausstoß des Herzens des Patienten sind für ein an dem Patienten arbeitendes Operationsteam oder für Physiker, die darin bestrebt sind, eine Krankheit zu diagnostizieren oder den Zustand des Patienten zu überwachen, äußerst wertvoll. Es gibt daher nur wenige Krankenhäuser, die nicht in irgendeiner Form über eine konventionelle Ausrüstung zur Überwachung des kardialen Ausstoßes verfügen.
  • Ein verbreiteter Weg zur Bestimmung des kardialen Ausstoßes besteht darin, einige Durchflussmessgeräte an einem Katheter zu befestigen und den Katheter anschließend in den Patienten einzuführen und so zu bewegen, dass sich das Gerät in dem Herzen oder in der Nähe des Herzens des Patienten befindet. Einige dieser Geräte injizieren entweder ein Bolus oder Wärme an einer in Strömungsrichtung vorderseitig gelegenen Stelle, beispielsweise in das rechte Atrium, und bestimmen an einer in Strömungsrichtung rückseitig gelegenen Stelle, beispielsweise in der pulmonalen Arterie, den Fluss in Abhängigkeit der Eigenschaften des injizierten Materials oder der injizierten Energie.
  • Das U.S. Patent mit der Nummer 4,236,527 (Newbower at al., 2. Dezember 1980) und das U.S. Patent mit der Nummer 4,507,974 (Yelderman, 2. April 1985) beschreiben Systeme zum Messen des kardialen Ausstoßes, bei denen Wärme als Indikator eingesetzt wird. Bei solchen auf Wärme basierenden Systemen wird typischerweise ein Ballonkatheter proximal am Zweig der pulmonalen Arterie in dem rechten Atrium und den rechten Ventrikel positioniert. Der Katheter enthält ein Heizwiderstandselement, das in dem Atrium und/oder Ventrikel angeordnet ist, und einen in der Arterie angeordneten Thermistor. Der kardiale Ausstoß wird anschließend als Funktion des erfassten in Strömungsrichtung rückseitig gelegenen Temperaturprofils berechnet.
  • Das U.S. Patent 5,146,414 (McKown, et al., B. September 1992) beschreibt ein System, bei dem die Transferfunktion des Kanals (der Bereich von der Stelle, an dem ein Indikator wie beispielsweise die Wärme dem Blut an einer in Strömungsrichtung vorderseitig gelegenen Stelle verabreicht wird, bis zu einer rückseitig gelegenen Stelle, an der die Indikatorkonzentration wie die Temperatur erfasst wird) modelliert wird, das ungefähre Rauschspektrum bestimmt und der Ausstoß des Systems in einem Rückkopplungskreis verwendet wird, um die Parameter des Modells passend zu aktualisieren, so dass sich die Abschätzung des kardialen Ausstoßes (CO) verbessert. Das U.S. Patent mit der Nummer 5,687,733 (McKown, at al., 18. November 1997) beschreibt eine Verbesserung gegenüber dem früheren '414-System von McKown, wobei sowohl die CO-Entwicklung als auch ein momentaner CO-Wert abgeschätzt werden. Darüber hinaus ist bei den McKown-Systemen nur der Anstieg der Nullfrequenz (dc, also Gleichstrom- oder Gleichgewichtsbedingung) des Kanals erforderlich, um zu einer Abschätzung des kardialen Ausstoßes (CO) zu gelangen.
  • Obwohl diese bekannten Systeme Abschätzungen des kardialen Ausstoßes mit wechselnden Genauigkeitsgeraden ermitteln, sind diese jedoch nicht in der Lage, eine beliebige Abschätzung des Auswurfanteils (EF) des Herzens bereitzustellen, der sich als Verhältnis zwischen dem Schlagvolumen (SV) des Herzens und enddiastolischem Volumen (EDV) des Herzens definiert. Der Auswurfanteil ist daher ein Maß für die Effektivität des Herzens, das Blut, zu dessen Aufnahme es in der Lage ist, heraus zu pumpen.
  • Aufgrund ihrer Bedeutung in der Diagnose sind mehrere Verfahren zur Messung des EF bekannt. Solche Systeme fußen jedoch häufig auf der Verwendung eines injizierten Bolus und auf der Auswertung der Auswasch- (Thermoverdünnungs-)kurve in dem Blutgefäß. Das U.S. Patent 4,858,618 (Konno, at al., herausgegeben am 22. August 1989) beschreibt beispielsweise ein Thermoverdünnungssystem zur Bestimmung des Auswurfanteils des rechten Ventrikels. In diesem bekannten System wird ein kalter Bolusindikator in den rechten Ventrikel injiziert. Die Anfangs- und Endtemperaturen des Bolus werden in der pulmonalen Arterie erfasst und die Temperaturunterschiede zur Bestimmung des Auswurfanteils verwendet. Ein mit der Verwendung eines Bolus zur Bestimmung des EF einhergehender Nachteil besteht darin, dass nur schwer zu ermitteln ist, wo die Messungen an der aufgenommenen Bolus-Kurve beginnen, da der Anfangsbereich der Kurve maßgeblich von der Mischung, von der Herzfrequenz und sogar davon abhängig ist, wie schnell die verabreichende Schwester den Stempel der Spritze beim Injizieren des Bolus hinunterdrückt. Ein weiteres Problem, dem man bei allen bekannten Systemen gegenübersteht, besteht darin, dass eine Synchronisation mit dem Herzzyklus erforderlich ist, um die Auswirkungen des Herzschlags beim Erzeugen einer Abschätzung von EF herabzusetzen. Einige Systeme synchronisieren in Abhängigkeit von Plateaus in der Auswaschkurve. Dies setzt jedoch einen schnellen und sehr präzisen Thermistor voraus. Andere Systeme stellen sich hinsichtlich der Synchronisation auf einen EKG-Taktgeber ab. Die EKG-Synchronisation ist jedoch schwierig, da es in diesem Fall erforderlich ist, auch andere Geräte hiervon abhängig zu machen und deren Zeitverhalten zu koordinieren, wobei jedes Gerät seine eigenen Daten erfasst.
  • Weitere Nachteile bestehender Systeme zur Bestimmung des EF rühren daher, dass ein Identifizieren bestimmter Plateaus in den Verdünnungsprofilen erforderlich ist, welche durch die Herzschläge erzeugt werden. Dies ist notwendig, da diese Systeme die Plateaus als Markierungen verwenden, um exponentielle oder rationale Kurven an die Daten anzupassen, die ihrerseits zur Auswertung des Verdünnungszerfalls eingesetzt werden. Diese Herangehensweise ist jedoch in der Praxis nur für eine relativ langsame Herzfrequenz und einen Thermistor fehlerfrei, dessen Ansprechverhalten. deutlich schneller ist als der Zerfallsparameter τ.
  • In der Tat setzen solche üblichen Systeme eine rechteckförmige Verdünnungskurve voraus. Dies ist jedoch für gewöhnlich eine nicht zutreffende Annahme. Erstens sind die meisten Patienten, die eine EF-Messung in einem Krankenhaus benötigen, nicht im allerbesten Gesundheitszustand. Sie neigen vielmehr zu relativ hohen und unregelmäßigen Herzfrequenzen. Darüber hinaus liegt es bei Systemen, bei denen ein aus einer relativ kalten Flüssigkeit bestehender Bolus verwendet wird, nahe, dass die Herzfrequenz nicht korrekt erfasst wird, da der kalte Bolus sich nicht nur auf die Herzfrequenz auswirken kann, sondern darüber hinaus auch auf deren Regelmäßigkeit. Zweitens verzerren echte Thermistoren die Plateaus, so dass auch die exponentiellen Anpassungen verzerrt werden. Drittens steigen mit ansteigendem EF die Absenkungen innerhalb der Plateaus. Dies bringt die Systeme dazu, weniger Plateaus einzusetzen und auf diese Weise die Genauigkeit herabzusetzen, da die Signal-Rauschverhältnisse dieser Systeme begrenzt sind.
  • Es ist daher ein System erforderlich, das kontinuierliche Abschätzungen des EF oder EDV oder von Beiden erzeugen kann. Die vorliegende Erfindung stellt ein solches System zur Verfügung.
  • Eine Vorrichtung gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1 ist in der WO 97/15230 beschrieben.
  • Zusammenfassung der Erfindung
  • Erfindungsgemäß wird der kardiale Auswurfanteil mittels Indikatorverdünnung abgeschätzt, indem ein Indikator wie Wärme in das Blut an einer in Bezug auf das Herz in Strömungsrichtung vorderseitigen Stelle (vorzugsweise in das rechte Atrium/Ventrikel) in Abhängigkeit eines vorbestimmten Treibersignals x(t) injiziert wird und indem ein Indikatorsensor wie ein Thermistor zum Erfassen einer lokalen Indikatorkonzentration wie der Temperatur des Blutes an einer in Strömungsrichtung rückseitig gelegenen Stelle (vorzugsweise der rechte Zweig der pulmonalen Arterie) verwendet wird. Der Indikatorsensor erzeugt ein Indikatorkonzentrationssignal y(t), das, wie dessen Name nahe legt, der lokal erfassten Konzentration des Indikators entspricht. Der Bereich von und einschließlich der in Strömungsrichtung vorderseitigen Stelle bis zur und einschließlich der in Strömungsrichtung rückseitigen Stelle bildet einen Kanal für das Blut aus. Die Herzfrequenz (HR) oder vorzugsweise eine mittlere Herzfrequenz (HR_avg) wird mittels eines Herzfrequenzanzeigers oder Hilfsprozessors ebenso gemessen.
  • Ein Modell des Kanals wird erstellt und von einem Prozessor gemäß einer vorbestimmten Funktion des Indikatorsignals x(t) und des Indikatorkonzentrationssignals y(t) berechnet. Das Modell ist vorzugsweise die verzögerte Normaltransferfunktion Hxy, welche Ausgabeparameter aufweist, die sowohl den Anstiegswertwert der Nullfrequenz dc als auch den Indikatorzerfallsparameter τ der modellierten Kanaltransfertunktion Hxy umfassen. Der kardiale Auswurfanteil EF des Herzens wird anschließend kontinuierlich als eine vorbestimmte Funktion der Herzfrequenz und des Zerfallparameters τ abgeschätzt.
  • Vorzugsweise wird EF gemäß EF = 1 – exp(–60/(τ·HR)) berechnet.
  • Die Erfindung ermöglicht ebenso die Abschätzung des enddiastolischen Volumens des Herzens. Hierzu wird auch ein kardialer Ausstoß- oder CO-Wert kontinuierlich dem Prozessor vorzugsweise als eine Funktion des Anstiegs der Nullfrequenz der Kanaltransferfunktion abgeschätzt. Der Wert des enddiastolischen Volumens (EDV) wird durch den Prozessor in Abhängigkeit der CO-Werte, des Auswurfanteils und der Herzfrequenz abgeschätzt.
  • Bei einer Ausführungsform der Erfindung wird ein schnell ansprechender Indikatorsensor (beispielsweise ein Thermistor) verwendet. Dies bedeutet, dass dessen Sprungansprechverhalten schneller ist als der Zerfallsparameter τ. In diesem Ausführungsbeispiel wird die Indikatorkonzentration y(t) vor ihrer Verwendung im Kanalmodell dem Prozessor zugeführt, um in die Modellberechnungen des vorderen Endfilters mit offener Bandbreite aufgenommen zu werden, welcher als ein Tiefpassfilter wirkt, um lediglich Frequenzkomponenten zurückzuspeisen, die nahe an oder über der Abtastfrequenz von Nyquist liegen. Hierdurch werden dem Prozessor im Wesentlichen „Roh"-Indikatordaten zur Verfügung gestellt.
  • In einem anderen Ausführungsbeispiel weist der Indikatorsensor ein langsameres Ansprechverhalten auf. Um hierdurch eine nachteilige Auswirkung auf die Genauigkeit der EF oder anderer Berechnungen zu vermeiden, kann die Transferfunktion Hs des Sensors (beispielsweise) beim Bereitstellen des Katheters bestimmt werden, an dem der Sensor vorzugsweise befestigt ist. Die Parameter, welche diese Transferfunktion Hs charakterisieren, werden anschließend in einer Speichereinheit vorgespeichert. Die Auswirkung des langsamen Sensoransprechverhaltens auf die EF-Berechnungen wird schließlich beseitigt oder zumindest wesentlich herabgesetzt, indem die „Inverse" der Sensortransferfunktion Hs auf die Kanaltransferfunktion Hxy angewendet wird, wobei das Indikatorkonzentrationssignal im Wesentlichen „herausgefiltert" wird und die „Roh"-Indikatordaten wieder gewonnen werden.
  • Kurze Beschreibungen der Zeichnungen
  • 1 ist ein Blockdiagramm eines ersten Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Systems zur kontinuierlichen Abschätzung des Auswurfanteils oder des enddiastolischen Volumens oder von Beidem eines Herzens eines Patienten, bei dem ein schnell ansprechender Indikatorsensor zum Messen der Indikatorantwort des Blutes verwendet wird und bei dem die Herzfrequenz des Patienten durch das System selbst abgeschätzt wird.
  • 2 ist ein Blockdiagramm eines zweiten Ausführungsbeispieles der Erfindung, bei dem ein schnell ansprechender Indikatorsensor verwendet, die Herzfrequenz des Patienten jedoch durch ein externes Gerät erfasst wird.
  • 3 ist ein Blockdiagramm eines dritten Ausführungsbeispieles der Erfindung, bei dem ein langsam ansprechender Indikatorsensor eingesetzt wird, die Sprungantwort des Sensors jedoch für den Rest des Systems aufgenommen und diesem zur Verfügung gestellt wurde. Darüber hinaus wird bei diesem Ausführungsbeispiel die Herzfrequenz des Patienten durch das System selbst abgeschätzt.
  • 4 ist ein Blockdiagramm eines vierten Ausführungsbeispieles der Erfindung, bei dem ein langsam ansprechender Indikatorsensor verwendet wird, bei dem jedoch dessen Sprungantwort zur Verfügung steht und bei dem die Herzfrequenz des Patienten durch das externe Gerät erfasst wird.
  • Detaillierte Beschreibung
  • Im weitesten Sinne umfassen die Komponenten des erfindungsgemäßen Systems ein Indikatortreiber/Sensor-Paar, das einen Indikator an einer in Bezug auf das Herz in Strömungsrichtung vorderseitigen Stelle, (vorzugsweise das rechte Atrium) injiziert und an einer in Strömungsrichtung rückseitigen Stelle (vorzugsweise an einem Zweig der pulmonalen Arterie) ein Indikatorkonzentrations signal erfasst. Nach dem Aufbereiten des durch den Indikatorsensor erfassten Signals wird der kardiale Ausstoß CO abgeschätzt, um einen Indikatorauswasch- oder Zerfallsparameter τ zu erzeugen, der Teil eines Parametersatzes ist, welcher die Indikatorantwort des Kanals (des Weges des Blutes zwischen dem Indikatortreiber und dem Sensor) charakterisiert. Es sei darauf hingewiesen, dass das Indikatortreibersignal auf viele verschiedene Arten und Weisen erzeugt werden kann: Kontinuierlich, pulsförmig, deterministisch, wiederkehrend, pseudo-zufällig oder sogar zufällig.
  • Die mittlere Herzfrequenz HR wird als HR_avg ebenso erfasst und vorzugsweise über das gleiche Beobachtungsintervall gemittelt, das zur Abschätzung von τ verwendet wurde. Der Zerfallsparameter τ und HR_avg werden anschließend zur Berechnung einer kontinuierlichen Abschätzung des Auswurfanteils EF der Herzens insbesondere des rechten Herzens verwendet.
  • Zum Abschätzen des enddiastolischen Volumens des Herzens benötigt die Erfindung auch eine Abschätzung von CO. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung wird CO unter Verwendung des Verfahrens und des Systems bestimmt, die bei McKown-'733 beschrieben wurden. Einer der Vorteile dieser Auswahl ist darin zu sehen, dass das McKown-'733-System eine kontinuierliche Abschätzung von CO (sowie von τ) bereitstellt. Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass dieses genauer als sonst übliche Alternativen ist. Vorteilhaft ist ferner, dass dieses bei der Anwesenheit vieler Rauschquellen in der Umgebung, die, wenn CO-Messungen erforderlich sind, typischerweise auftreten, stabiler als andere bekannte Verfahren ist. Diese Vorteile fußen im Wesentlichen auf der Tatsache, dass das zeitverzögerte Normalmodell das gesamte Beobachtungsintervall (Datensammlung) ausschöpft, so dass das zeitverzögerte Normalmodell in der Regel rauschärmer ist und den Zerfallsparameter τ daher genauer bestimmen kann.
  • Darüber hinaus stützt das McKown-'733-System – im Gegensatz zu anderen Systemen – seine Abschätzungen nicht nur auf einem vollständigen Modell des Kanals, sondern aktualisiert seine Parameter rekursiv. Ein Vorteil davon ist, dass das vollständige Kanalmodell die Fülle an Informationen, die in anderen herkömmlichen Systemen verloren gehen, nicht verwirft. Darüber hinaus werden auf Grund der Rekursion alle erfassten Daten über die gesamte Zeit „verwendet", da selbst zurückliegende Daten mit momentanen Aktualisierungen verknüpft werden.
  • Um die vorliegende Erfindung vollständig zu verstehen, ist es hilfreich, wenigstens einige Teile der Theorie nachzuvollziehen, auf der die CO Abschätzungsroutine fußt, welche McKown-'733 verwendet (für eine vollständige Darlegung sei auf das Patent selbst verwiesen). Es folgt daher eine kurze Zusammenfassung:
    Im Zusammenhang mit der Abschätzung des kardialen Ausstoßes hat sich das „zeitverzögerte Normalmodell", das von Bassingthwaighte, et al. in dem Artikel „Application of Lagged Normal Density Curves as a Modell for Arterial Dilution Curves", Circulation Research, Band 18, 1966 beschrieben ist, als besonders genau und nützlich erwiesen und dient daher auch als Modell für den kardialen Ausstoß, das bei McKown-'733 eingesetzt wird. Das zeitverzögerte Normalmodell ist als ein lineares zeitunveränderliches System (LTIS) definiert, dessen Pulsantwort die Faltung einer normierten Gausfunktion (Normalverteilung) mit einer normierten exponentiellen Zerfallsfunktion ist. Die Gausfunktion weist zwei Parameter auf: den Mittelwert μ und die Standardabweichungen δ. Die Expotentialfunktion weist einen Parameter auf: Den Zerfallsparameter τ. Die zeitverzögerte Normaltransferfunktion H_LN mit Einheitsanstieg ist daher bei jeder Frequenz ω (Omega ist eine unabhängige Variable in diesem Modell) von μ, σ und τ auf folgende Weise abhängig: H_LN(ω|μ, δ, τ) = exp[–j·ω·μ – (ω·σ)2/2]/(1 + j·ω·τ),wobei exp die Exponentialfunktion und die physikalische Bedeutung der Parameter wie folgt ist:
  • μ:
    eine reine Zeitverzögerung, die einer Flussverschiebung entspricht,
    σ:
    ein Maß der Zufallsverteilung,
    τ:
    eine Zeitkonstante, die mit dem Vermischen in dem Verteilungsvolumen verknüpft ist, das in dem vorliegenden Beispiel das Blutgefäß ist.
  • Die Einheit von μ, σ, τ ist die Zeit (Sekunden) und die Einheit von ω Radiant pro Sekunde.
  • Obwohl andere Indikatoren verwendet werden können, wird in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel des Systems nach McKown-'733 Wärme als Indikator eingesetzt, wobei das Indikatortreibersignal eine pseudo-zufällige binäre Sequenz (PRBS) ist. Das Treiber/Sensor-Paar besteht daher vorzugsweise aus einem Erhitzer und einem Thermistor. H_LN wird als die bestmögliche Anpassung eines Vektors mit komplexen Werten Hxy(ωn) abgeschätzt, wobei jeder einer Messung der Transferfunktion zwischen einem Leistungssignal x des Erhitzers und einem Temperatursignal des Thermistors entspricht. Jedes Vektorelement enthält die Parameter, die an die gemessenen Temperaturdaten bei jeweils einer von 10 Frequenzen ωn (die ersten zehn PRBS Harmonischen) angepasst sind. Mit bekannten μ, σ und τ stellt jede der zehn komplex gemessenen Zahlen Hxy(ωn) individuell eine Abschätzung des kardialen Ausstoßes CO gemäß CO(n) = K·H_LNn)/Hxy(ωn) für n = 1 bis 10 bereit, wobei K eine bekannte experimentell bestimmbare Umwandlungskonstante ist.
  • Zur Anwendung dieser Beziehung bestimmt das System von McKown-'733 zunächst nicht nur die Werte von μ, σ und τ, sondern auch wie die zehn Abschätzungen des Ausstoßes CO(n) kombiniert werden sollten. Es sei darauf hingewiesen, dass der kardiale Ausstoß nicht von der Form von H(ω) oder Hxy(ω) sondern ausschließlich von dem Anstieg der Nullfrequenz, dem Gleichstromanteil von Hxy, abhängig ist. Da die experimentelle Transferfunktion Hxy bei zehn Frequenzen ωn gemessen wird, die nicht Null sind, extrapoliert das System von McKown-'733 im Wesentlichen die gemessenen Hxy(ω) bei der Nullfrequenz. Anschließend wird (beispielsweise) eine einfache Optimierungsroutine eingesetzt, um die beste Anpassung der zehn modellierten Transferfunktionswerte H_xy an die beobachteten Werte bereitzustellen. Die oben für CO gezeigten Beziehungen können schließlich zu CO = K/dc reduziert werden, wobei dc der Anstiegswert bei der Nullfrequenz (ω = 0) in den Einheiten Grad Celsius pro Watt und K die experimentell bestimmte Konstante sind, die in etwa 0,0158 in den Einheiten (Liter pro Minute)/(Grad Celsius pro Watt) beträgt.
  • Der dc-Wert ist daher in erster Linie zum Erhalt der CO-Abschätzung wichtig. Da dies bei dem System von McKown-'733 von größtem Interesse ist, haben Vorversuchsexperimente und Erfahrung ergeben, dass die verwendete Optimierungsroutine bei vielen Anwendungen unter einem vernachlässigbaren Verlust an Genauigkeit beschleunigt werden kann, indem einige oder mehrere Parameter beschränkt werden, beispielsweise indem σ auf eine lineare Funktion von τ beschränkt wird.
  • Die Erfinder dieser Erfindung gehen davon aus, dass es möglich ist, sowohl die Geschwindigkeit als auch die Genauigkeit entweder durch Entfernen der Beschränkungen oder durch die Beschränkung anderer Parameter oder durch eine Veränderung der Beschränkung von σ zu verbessern. Bei einigen Anwendungen kann ebenso eine Zweiwegeoptimierung nützlich sein. Unter Verwendung der bestehenden Optimierungsroutine des System von McKown-'733 kann beispielsweise auf einem ersten Weg die Beschränkung von σ zunächst klein gehalten werden, um so schnell zu einem genauen dc-Wert zu gelangen, und anschließend der dc-Wert in einer anderen Routine eingesetzt werden, die möglicherweise eine andere Beschränkungen aufweist, um die anderen Parameter wie τ zu berechnen.
  • Zum Verständnis der vorliegenden Erfindung ist es jedoch wesentlich, dass das System von McKown-'733 einen kontinuierlichen CO-Wert (äquivalent zum dc-Wert) sowie den Zerfallsparameter τ bereitstellt. Es sei darauf hingewiesen, dass „kontinuierlich" nicht bedeutet, dass die angezeigten Werte „sich kontinuierlich verändern" sondern vielmehr, dass diese nach einer Initialisierungsphase zu jedem Rechenzyklus (vorzugsweise ein PRBS-Zyklus) aktualisiert werden können.
  • Das System von McKown-'733 wird aus den oben dargelegten Gründen aber auch deshalb bevorzugt, weil es in der Tat bereits existiert. Jedes andere System, das in der Lage ist, die Transferfunktion (Pulsantwort) des Kanals bereitzustellen, kann jedoch stattdessen eingesetzt werden, vorausgesetzt, dass das System darüber hinaus Werte erzeugt, aus denen CO-(oder) dc-Werte und τ bestimmt werden können, da diese Werte im Rahmen der vorliegenden Erfindung verwendet werden, um – wie nachfolgend beschrieben werden wird – EF und EDV zu berechnen.
  • In der nachfolgenden Beschreibung von verschiedenen Ausführungsbeispielen der Erfindung wird angenommen, dass als Indikator Wärme verwendet wird, die in das Blut eingeführt wird. Der in Strömungsrichtung vorderseitig gelegene Indikatortreiber ist daher ein Heizelement und der in Strömungsrichtung rückseitig gelegene Indikatorsensor ein Thermistor. Diese Auswahl wird bevorzugt, da eine solche Technologie weit verbreitet ist und auch bei einem Prototyp und Tests der Erfindung eingesetzt wurde. Darüber hinaus sind bei dem Verfahren nach McKown-'733 und bei dem Einsatz von Wärme als Indikator CO-Abschätzungen mit hoher Genauigkeit erhältlich. Nichts desto weniger ist Wärme nur einer der möglichen Indikatoren, der im Rahmen dieser Erfindung eingesetzt werden können. So lange das eingesetzte Indikatoreinführmittel und der Sensor messbare und ausreichend genau definierte rauscharme Signale (die durch üblichen Experimente bestimmt werden können) erzeugen, können die Signale im Rahmen der Erfindung mit gar keinen oder einfach nachvollziehbaren Modifikationen des übrigen Systems verwendet werden.
  • Als Beispiel eines abweichenden Indikators, der im Rahmen der Erfindung eingesetzt werden kann, können stattdessen bekannte lumineszierende Materialien in das Herz des Patienten eingeführt werden. Die Lumineszenz kann anschließend in Strömungsrichtung rückseitig unter Verwendung bekannter Sensoren nachgewiesen werden, wobei die Variation der Lumineszenz als ein Indikatorkonzentrationssignal dienen kann. Schwach radioaktive Farbstoffe oder Substanzen können auf ähnliche Art und Weise eingesetzt werden.
  • In einem anderen Beispiel mit einer bevorzugten Ausgestaltung der Systeme, wie Yeldeman- oder McKown-'733-Systeme, wird Wärme mit einer pseudo-zufälligen binären Sequenz (PRBS) eingeführt. Es ist jedoch ebenso möglich, Fluide unter Befolgung eines ähnlichen Einführungsmusters einzuführen. Solange das Einführen langsam genug erfolgt, können beispielsweise kleine Bolusse dem Blutstrom zugeführt werden, um sich einem PRBS-Profil anzunähern, wobei die Konzentration des Bolusmaterials in Strömungsrichtung rückseitig unter Verwendung entsprechender bekannter Sensoren nachgewiesen werden kann, um ein Indikatorkonzentrationssignal bereitzustellen. Es kann zusammengefasst werden, dass solange wie das verwendete Indikatoreinführmittel und der verwendete Sensor messbare, ausreichend definierte und rauschfreie Signale (die durch übliche Experimente bestimmt werden können) erzeugen, die Signale im Rahmen der Erfindung ohne oder mit leicht nachvollziehbaren Modifikationen des übrigen Systems eingesetzt werden können.
  • 1 ist ein Blockdiagramm eines ersten Ausführungsbeispiels eines Systems gemäß der Erfindung zur kontinuierlichen Abschätzung des Auswurfanteils oder des enddiastolischen Volumens oder von Beidem eines Herzen eines Patienten. Zur genauen Messung des kardialen Ausstoßes CO eines Patienten, insbesondere unter Verwendung des Systems von McKown-'733 ist es vorteilhaft, einen Indikator in der Nähe des rechten Atriums/Ventrikels 100 in das Blut des Patienten einzuführen und ein Indikatorkonzentrationssignal in der oder proximal zum Zweig der pulmonalen Arterie 102 zu erfassen. Diese Einführungs- und Erfassungsstellen werden nachfolgend bei der Verdeutlichung eines bevorzugten Ausführungsbeispiels der Erfindung vorausgesetzt. Der Fluss des Blutes von dem rechten Atrium/Ventrikel und durch die pulmonale Arterie ist in 1 durch parallele Pfeile verdeutlicht.
  • Zur Erhöhung der Genauigkeit ist es vorteilhaft, ein Wärmesignal als Basis einer Messung des kardialen Ausstoßes CO zu verwenden. Wie jedoch oben dargelegt wurde, ist dieses lediglich ein möglicher Indikator, der verwendet werden kann. Ein Indikatortreiber oder Einführgerät 104 wird im rechten Atrium 100 angeordnet. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel, in dem als Indikator Wärmer eingesetzt wird, ist der Indikatortreiber ein elektrisches Heizelement 104. Das Heizelement 104 ist vorzugsweise ein elektrisches Widerstandselement, dessen Temperatur anhand des Stromes oder der Spannung bestimmt wird, die an dem Element mittels einer das Heizelement 104 versorgenden Treiberschaltung 106 angelegt wird, so dass dessen Temperatur einem vorbestimmten Signalprofil folgt.
  • Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung ist das Indikatorsignalprofil (vorzugsweise Temperaturprofil) x(t), dem der Indikatortreiber (vorzugsweise Heizelement) folgt, gemäß dem McKown-'733-Patent ausgestaltet. Bei diesem System wird das Wärmesignal, wie auch in dem oben erwähnten Yelderman-System, auf der Grundlage einer pseudo-zufälligen binären Sequenz (PRBS) erzeugt, um ein einwandfrei nachweisbares Wärmesignal an einer in Strömungsrichtung rückseitig gelegenen Erfassungsstelle bereitzustellen, das einen hohen spektralen Anteil aufweist, jedoch mit wenig eingesetzter Wärme einhergeht, so dass die Gefahr eines Traumas verringert ist. Darüber hinaus ist das Wärmesignal trotz seiner pseudo-zufälligen Eigenschaften dem System jederzeit bekannt, so dass die Eigenschaften der Berechnungen, die auf diesem basieren, bestens verstanden und bestimmt sind.
  • In praktischen Anwendungen kann das Einführgerät 104 dem gewünschten, vom Treiber 106 diktierten Einführungsprofil nicht genau folgen. So kann das Heizelement beispielsweise einem quadratischen Wellenmuster auf Grund von Trägheiten beim Aufheizen und Abkühlen des Heizelementes nur ungenau folgen. Die Erfindung umfasst daher vorzugsweise ein Hilfs-System 107 zum Abschätzen des Treibersignals, das ein abgeschätztes Indikatortreibersignal x·(t) erzeugt, welches dem gewünschten eingeführten Indikatorprofil x(t) entspricht. Bei der Thermoverdünnung ist beispielsweise die Leistungsabgabe durch das Metall in dem Heizelement selbst temperaturabhängig und zwar auf Grund der Eigenschaften des in dem Widerstandelement verwendeten Metalls (beispielsweise Nickel). Ein Weg zur Abschätzung von x·(t) besteht daher darin, sowohl die an dem Heizelement abfallende Spannung und den durch das Heizelement fließenden Strom zu messen. Das Multiplizieren der beiden Größen ergibt eine gute Abschätzung der momentanen Indikatormenge (hier: Wärme) mit der das Blut beaufschlagt wird.
  • Ein Indikatorkonzentrationssensor 108 wird in Strömungsrichtung rückseitiger Position in der pulmonalen Arterie 102 angeordnet. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel mit Wärme als Indikator ist der Sensor ein Thermistor oder ein ähnliches die Temperatur erfassendes Element 108. Das Heizelement 104 und der Thermistor 108 sind vorzugsweise voneinander beabstandet an oder nahe an dem distalen Ende eines Katheters angeordnet, welcher dann in eine Vene des Patienten eingeführt und durch die Vene durchgeführt wird, bis das Heizelement und der Thermistor ihre Betriebsstellungen erreicht haben. Diese Technik ist wohl bekannt und wird daher nicht weiter beschrieben.
  • Vorzugsweise werden zusätzlich übliche Leistungs- und Zeitgebergeräte eingesetzt, um elektrische Leistungs- und Zeitsignale für den Treiberkreis 106 und die anderen Komponenten der Erfindung bereitzustellen. Diese Geräte sind wohl bekannt und werden im Folgenden weder verdeutlicht noch beschrieben.
  • Das elektrische Ausgangssignal des Thermistors 108 – das Indikatorkonzentrationssignal y(t) – wird als Eingangssignal eines Konzentrationsabschätzungskreises oder eines Hilfsprozessors 110 verwendet, der Bestandteil eines Hauptprozessors 112 oder elektrisch mit diesem verbunden ist. In dem verdeutlichten ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung wird angenommen, dass der Thermistor 108 ein schnelles Ansprechverhalten aufweist. Dies bedeutet, dass sein momentanes Temperatursignal die aktuelle momentane Temperatur des Blutes, dessen Temperatur dieser misst, äußerst genau und vorhersagbar widerspiegelt.
  • Der in diesem Ausführungsbeispiel eingebundene Konzentrationsabschätzungskreis 110 ist vorzugsweise der gleiche, der in dem McKown-'733-System eingesetzt wurde, wobei dieser jedoch eine wesentliche Veränderung aufweist: In dem McKown-'733-System wird das Ausgangssignal y(t) des Thermistors mit einer Sperrfrequenz von 1 Hz mittels eines Tiefpasses gefiltert, bevor mit 10 Hz abgetastet wird. Diese geringe Abtastbandbreite unterstützt nicht nur das Unterdrücken von Rauscheffekten, sondern ist darüber hinaus auch für Berechnungen von CO ausreichend, da hierbei Rohtemperaturdaten überflüssig sind, um die Parameter des zeitverzögerten Normalmodells zu bestimmen. Dies lässt sich darauf zurückführen, dass lediglich der Anstieg der Nullfrequenz (dc) für die Berechnung von CO benötigt und verwendet wird.
  • In dieser Erfindung wird jedoch die momentane Form der dynamischen Verdünnungskurve also ihre Momentanwerte über einen vollständigen Zyklus zum Bereitstellen kontinuierlicher EF Abschätzungen verwendet. Hierfür sind Rohtemperaturdaten notwendig. Zur Bereitstellung dieser Rohdaten weist der Konzentrationsabschätzungskreis 110 in dem vorliegenden Ausführungsbeispiel der Erfindung eine sehr viel größere Bandbreite auf als bei dem McKown'733-System. Diese vergrößerte Bandbreite kann so groß wie die Nyquist-Bandbreite der halben Abtastungsrate sein. Bei einem Prototyp der Erfindung wurde anstelle einer Bandbreite von 1 Hz – wie bei dem McKown-'733-System – eine Abtastbandbreite von 3 Hz eingesetzt (bestimmt durch die Begrenzungen des Thermistors). Weitere Filter sind nicht erforderlich. Unter der Annahme, dass das Ansprechverhalten des Thermistors 108 schnell genug ist, um nicht mit dem schnellsten vorhergesagten τ-Werten (die minimale Geschwindigkeit kann durch konventionelle Experimente bestimmt werden) zu interferieren, stellt das in dem McKown-'733-System verwendete zeitverzögerte Normalmodell automatisch die korrekten Werte von τ bereit.
  • Unabhängig von dem eingesetzten Thermistor oder dem eingesetzten Sensor (hier Thermistor) ist das für die weitere Vorangehensweise zur Verfügung gestellte Signal nicht genau, sondern stellt eher eine Abschätzung der aktuellen Konzentration des Indikators am Sensor bereit. In vielen Fällen wird das Signal gefiltert. Tatsächlich wird, wann immer das Signal digitalisiert wird, dieses wegen der Natur der Analog-zu-Digital-Umwandlung auch „gefiltert". So geht beispielsweise Information über Frequenzanteile oberhalb der Nyquisitrate der Hälfte der Abtastfrequenz auf Grund eines Aliasing-Fehlers verloren. Daher ist das Ausgangsignal des Indikatorkonzentrationssignalabschätzers 110 ein abgeschätztes erfasstes Konzentrationssignal y·(t).
  • Der Prozessor 112 umfasst einen Parameter modellierenden Hilfsprozessor 114, der vorzugsweise das bei McKown-'733 beschriebene zeitverzögerte Normalmodellierungssystem darstellt. Wie oben zusammengefasst und bei McKown-'733 beschrieben wurde, verwendet diese Modellierung Kreuzkorrelations- und Optimierungsroutinen, um eine Abschätzung des Anstiegs der Nullfrequenz (dc) der Kanaltransferfunktion sowie eine Abschätzung des Zerfallparameters τ zu berechnen. Die bei der vorliegenden Erfindung verwendeten Eingänge des Modellierungssystems 114 sind das Indikatortreibersystem x(t) und das Thermistorsignal y(t) oder genauer gesagt deren Abschätzungen x·(t) und y·(t). Dessen Ausgänge sind eine Abschätzung des Anstiegs der Nullfrequenz der Kanaltransferfunktion und eine Abschätzung des Zerfallparameters τ.
  • Der Prozessor 112 umfasst oder ist an einen Herzfrequenzanzeiger oder Abschätzungskreis 116 angeschlossen, der vorzugsweise die mittlere Herzfrequenz des Herzens des Patienten über ein experimentell oder auf andere Weise vorbestimmtes Intervall berechnet. Der Herzfrequenzanzeiger 116 gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung, das in 1 verdeutlicht ist, ist vorzugsweise ein Hilfsprozessor oder eine Hilfsroutine, die in den Prozessor 112 eingefügt ist.
  • In diesem Ausführungsbeispiel weist der Herzfrequenzanzeiger 116 als Eingangsignale sowohl das abgeschätzte Indikatortreibersignal x·(t) und abgeschätzte Indikatorkonzentrationssignal y·(t) auf. Standardmäßige Signalverarbeitungstechniken können zum Erhalt einer mittleren Herzfrequenz HR_avg ausgehend von dem Temperatursignal eingesetzt werden. So wird beispielsweise eine verlässliche HR Messung durch übliche Berechnung der spektralen Leistungsdichte (PSD) des nullten Haupttemperatursignals erhalten.
  • Es sei darauf hingewiesen, dass das McKown-'733-System eine Driftbeseitigungsroutine umfasst, welche diese Rechnungen mit einschließt und daher bei dem System der vorliegenden Erfindung zur Bereitstellung von HR verwendet werden kann. Die Lokalisierung des Ausschlages des PSD im Bereich der normalen Herzfrequenz (auch bekannt aus Erfahrung) definiert dann den HR-Wert, da HR = PSD_Ausschlag(Hz)·60 (Takte pro Minute) ist. Im Hinblick auf die Konsistenz sollte dies über das gleiche Beobachtungsfenster durchgeführt werden, welches der Parameter modellierende Hilfsprozessor 114 verwendet. Sobald Zahlen der momentanen Herzfrequenzwerte vorliegen, können diese zur Erzeugung von HR-avg gemittelt werden. Die Mittlung wird vorzugsweise über das gleiche Beobachtungsintervall durchgeführt, das zur Bestimmung von τ verwendet wurde, so dass Fehler beim Berechnen von EF und EDV minimiert sind.
  • Es sei ebenso darauf hingewiesen, dass es in einigen Fällen möglich ist, die Herzfrequenz ohne das abgeschätzte Treibersignal x·(t) zu berechnen. Wie oben erwähnt, ist der Widerstand des Heizelements typischerweise temperaturabhängig. Daher würde, selbst wenn eine konstante Spannung an das interne Widerstandselement (das beispielsweise aus Nickel gefertigt ist) angelegt würde, die Kerntemperatur des Elementes auf Grund der kühlenden pulsierenden (und daher nicht einheitlichen) Wirkung des Blutes, welches das Element umgibt, variieren. Das x·(t) Signal allein wird daher von einem HR Signal überlagert, so dass übliche Filtertechniken verwendet werden müssen, um dieses zu identifizieren.
  • Zum Bereitstellen eines Wertes der mittleren Herzfrequenz HR_avg können auch andere Geräte verwendet werden. Diese umfassen konventionelle Herzanzeiger oder Herzfrequenzausgänge von auf dem Markt erhältlichen Anzeigern von verschiedenen Parametern des Patienten. Obwohl die Erfindung nicht notwendigerweise eine Mittlung des Herzschlages erfordert, wird eine solche bevorzugt, da der Glättungseffekt der Mittlung auch das Herausfiltern von Unregelmäßigkeiten unterstützt, ohne die Möglichkeit des Systems, kontinuierliche EF Abschätzungen bereitzustellen, aufzugeben. Solange die Mittlung über eine ausreichende Anzahl von Herzschlägen durchgeführt wird, entfällt die Notwendigkeit der Synchronisation des Herzzyklus. Bei existierenden EF abschätzenden Systemen werden typischerweise vier bis sieben Herzschläge in die Herzfrequenzmittlung eingeschlossen. In der vorliegenden Erfindung können jedoch bei Verwendung des PRBS-Wärmesignals mehrere zusätzliche Schläge mit eingeschlossen werden, da während eines einzigen PRBS Zyklus üblicherweise einige zusätzliche Herzschläge auftreten. Dies setzt die Rauschempfindlichkeit der Erfindung gegenüber bekannten Systemen noch weiter herab.
  • 2 verdeutlicht dieses Ausführungsbeispiel, wobei der externe Herzfrequenzanzeiger mit dem Bezugszeichen 117 versehen ist. Je nach dem welches externe Gerät eingesetzt wurde, kann das erzeugte Herzfrequenzsignal in der vorliegenden Erfindung unmittelbar verwendet oder aber Filterschritte oder andere Bearbeitungsschritte erforderlich machen, um entweder eine Herzfrequenz bereitzustellen oder das Signal zur Verwendung in anderen Bauteilen dieser Erfindung zu bearbeiten oder beides.
  • Wie 2 zeigt, wird in dem gezeigten Beispiel der Herzüberwachungskreis 116 anschließend auf jede üblichen Art und Weise modifiziert, um das durch den externen Anzeiger 115 bereitgestellte Herzfrequenzsignal korrekt aufzubereiten. Da das Herzfrequenzsignal durch ein externes Gerät bereitgestellt wird, benötigt der Abschätzungskreis 116 darüber hinaus weder x·(t) noch y·(t) als Eingang, um eine fehlerfreie Abschätzung von HR_avg zu erhalten.
  • Die berechneten Werte von dc, τ, und HR_avg werden als Eingangssignale an ein EF-Hilfsprozessorsystem 118 gegeben, das vorzugsweise in den Prozessor 112 eingefügt und in der Software implementiert ist. Dieses EF-Hilfssystem 118 berechnet schließlich einen abgeschätzten EF-Wert oder einen abgeschätzten EDV-Wert oder Beides und zwar auf eine Art und Weise, die nachfolgend beschrieben wird. Es sei darauf hingewiesen, dass diesem entweder Werte für HR, CO und das Schlagvolumen (SV) zur Verfügung gestellt oder diese Werte wie nachfolgend beschrieben berechnet werden.
  • Sobald die EF- und/oder EDV Werte berechnet sind, können sie dem Anwender auf irgendeinem herkömmlichen Bildschirm 120 angezeigt werden, der irgendeinen notwendigen herkömmlichen Bildschirmtreiber umfasst. Bei Bedarf kann der Bildschirm auch die CO, HR und SV Werte anzeigen, die als Ausgang des EF-Hilfsprozessors 118 erhältlich sind. Selbstverständlich können die EF/EDV-Werte stattdessen oder zusätzlich elektronisch in einem Speicher gespeichert oder über ein Netzwerk an andere verarbeitende Geräte übertragen werden. In der folgenden Beschreibung werden verschiedene Berechnungen beschrieben. Es sollte klar geworden sein, dass alle berechneten Werte mit zweckmäßigen Skalierungs konstanten multipliziert werden können, um beispielsweise sicherzustellen, dass diese in einen gewünschten Anzeigebereich fallen oder dass diese in andere Einheiten umgerechnet werden.
  • Es sei nun eine pulsförmige Einführung von Wärme in das rechte Atrium/Ventrikel betrachtet. ΔT(i) sei die Änderung der Temperatur (oder die Konzentration irgendeines anderen eingesetzten Indikators) des Blutes in der pulmonalen Arterie (PA) und zwar ausgehend von einer Basistemperatur und erstmaligem Einführen der Wärme in das Herz bis hin zu der Temperatur i Herzzyklen später (bei einer Messzeit – beispielsweise – von einer R-Welle zur nächsten). ΔT(i – n) sei die Temperaturänderung n R-Wellen zuvor. Unter diesen Voraussetzungen ist wohl bekannt, dass die folgende Beziehung näherungsweise die Indikatorzerfallskurve (ebenso als bekannt als die physiologische Auswaschkurve) ergibt: ΔT(i) = ΔT(i – n)·exp(–t/τ), wobei τ die Zerfallskonstante ist.
  • Der physiologische Auswaschzerfall kann auch als (1 – EF)n dargestellt werden, wobei n die Anzahl der Herzereignisse (beispielsweise R-R Intervalle) in dem Beobachtungszeitraum (wird oft gewählt als von etwa 80% bis runter aus etwa 30% des Ausschlagswertes) ist. Es sei beispielsweise angenommen, dass der Auswurfanteil (EF) 0,6 (60%) ist. Am Ende eines einzigen Intervalls verbleibt (1 – 0,6) = 0,4 (40%) Indikator (beispielsweise erwärmtes Blut) in dem Herzen. Nach einem weiteren Intervall verbleiben nur 40% dieser 40% also (1 – 0,6)·(1 – 0,6) = 0,16 oder 16% des ursprünglich Ganzen. Es ergibt sich daher folgende Beziehung: ΔT(i) = ΔT(i – n)·(1 – EF)n
  • Die Zeit kann dann mit Hilfe der Herzfrequenz HR (Schläge pro Minute) und n dargestellt werden, so dass t = n·60/HR ist.
  • Durch kombinieren dieser drei Ausdrücke und Auslösen nach EF ergibt sich: EF = 1 – exp(–60/(τ·HR)).
  • Gemäß der vorliegenden Erfindung muss HR nicht von einer kardialen R-Welle bis zur nächsten gemessen werden. Stattdessen wird aus den nachfolgend angegebenen Gründen vorzugsweise die mittlere Herzfrequenz HR verwendet. Die unter Verwendung des mittleren Wertes erhaltenen EF Werte sind glatter, weniger anfällig gegenüber Unregelmäßigkeiten der Herzfrequenz und anstatt nur nach einigen aufeinander folgenden R-Wellen oder anderen auslösenden kardialen Ereignissen kontinuierlich aktualisierbar.
  • Man kann dann beobachten, dass die Erfindung in der Lage ist, EF so lange zu berechnen, wie diese über Abschätzungen von τ und HR (also HR_avg) verfügt. Dies sind selbstverständlich die Parameter, die durch den Parameter modellierenden Hilfsprozessor 114 beziehungsweise von dem Herzfrequenzanzeiger 116 bereitgestellt werden. Das EF-Hilfssystem 118 bestimmt daher EF durch Berechnen der Gleichung EF = –exp(–60/(τ·HR).
  • Es kann ferner beobachtet werden, dass CO = HR·SV ist, wobei SV das Schlagvolumen und CO in den Einheiten Volumen (Liter pro Minute) gemessen wird. Dies drückt einfach aus, dass die Blutmenge, die das Herz innerhalb einer Minute auspumpt, gleich der Menge ist, die es mit jedem Schlag (stroke) multipliziert mit der Anzahl der Schläge pro Minute auspumpt. Schließlich sei darauf hingewiesen, dass das enddiastolische Volumen (EDV) und die Auswurfanteil (EF) wie folgt behandelt werden:
    EF = SV/EDV, was auch die intuitive Beziehung ausdrückt, dass die Pumpeffizienz (EF) des Herzens dem Verhältnis zwischen dem Volumen des Blutes, welches das Herz bei jedem Schlag (Kontraktion) auspumpt, und dem Blutvolumen der Herzkammer kurz vor dem Schlag entspricht. Durch Umstellen dieser Gleichung erkennt man das EDV = SV/EF ist.
  • Das EF hilfsweise darstellende System 118 berechnet daher sowohl CO auf der Grundlage des von dem Parameter modellierenden Hilfsprozessors 114 erhaltenen dc-Wertes und dem vorbestimmten Umformungs-K, (CO = K/dc). Abweichend davon nimmt es die CO-Werte an, wenn diese bereits in dem Parameter modellierenden Hilfsprozessor 114 berechnet wurden. Durch Dividieren von CO durch die Herzfrequenz HR (erhalten von dem Herzfrequenzanzeiger 112) berechnet das EF hilfsweise bearbeitende System 118 anschließend SV = CO/HR. Nachdem SV bekannt ist, kann das EF hilfsweise bearbeitende System 118 EDV gemäß SV/EF berechnen, wobei EF durch Berechnen von 1 – exp((–60/(τ·HR)) bereits abgeschätzt wurde.
  • Das EF hilfsweise bearbeitende System 118 und der Parameter modellierende Hilfsprozessor 114 müssen nicht als zwei getrennte Einheiten ausgebildet sein. Stattdessen können beide in einem einzigen Prozessor implementiert sein.
  • In der Tat können diese ebenso als unterschiedliche Softwaremodule des Prozessors 112 implementiert sein. Die CO und EDV Berechnungen können als solche entweder in dem Hilfsprozessor 114 oder 118 durchgeführt werden, ohne dass dies irgendwelche Auswirkungen auf die Ergebnisse der letztlich angezeigten Werte hat.
  • 3 ist ein Blockdiagramm, das ein Ausführungsbeispiel der Erfindung zeigt. In 3 haben Bauteile, die im Wesentlichen gleich denjenigen sind, die in den 1 und 2 gezeigt und weiter oben beschrieben sind, die gleichen Bezugszeichen. Dieses Ausführungsbeispiel wird bevorzugt, wenn der Indikatorsensor, wie der Thermistor 108, ein langsames Ansprechverhalten im Vergleich zu dem thermischen Zerfallsparameter τ aufweist. Auf Grund dieser Tatsache wird die Messung des expotentiellen Zerfallsparameters τ durch die langsame Reaktionszeit des Thermistors insbesondere bei hohen Herzfrequenzen beeinflusst.
  • Zu dessen Kompensation wird gemäß der Erfindung die Transferfunktion (gleichbedeutend: Sprungantwort) jedes Sensors (hier: Thermistor), der als Sensor 108 verwendet wird, vorbestimmt und die Inverse dieser Transferfunktion auf Hxy angewendet, um die Auswirkungen des langsamen Ansprechverhaltens des Sensors „herauszufiltern" oder zu kompensieren. Es sind mehrere Wege zum Charakterisieren der Sprungantwort der Transferfunktion bekannt, von denen der einfachste darin besteht, eine Reihe von Pulseingangsignalen auf diesen einwirken zu lassen, die jeweilige Antwort zu messen und schließlich die Ergebnisse zu mitteln.
  • Ein praktischer Weg zur Vorbestimmung der Transferfunktion (Hs) mehrerer Thermistoren besteht darin, eine Mehrfachkathetermessstation bereitzustellen, von der mehrere Katheter (jeweils mit ihren Thermistoren ausgerüstet) aus der Luft (beispielsweise) in ein Temperaturgeregeltes Bad getaucht werden. Unter Anwendung irgendeiner der vielen bekannten Techniken der Kurvenanpassung werden dann die Parameter des mathematischen Modells jedes Hs berechnet, welches die aufgezeichneten Thermistordaten am Besten nachbildet. Diese Parameter können anschließend beispielsweise einer permanenten Speichereinheit, wie einem EEPROM, für jeden Thermistor gespeichert werden. Durch Anwendung dieses Verfahrens konnten Ausschüsse vermieden oder wenigstens weitgehend verringert werden. In diesem Ausführungsbeispiel der Erfindung werden die Hs charakterisierenden Werte in einem Gerät gespeichert, das in 3 als Bestandteil 200 gezeigt ist.
  • Die vorberechneten und in das Transferfunktionsspeichergerät 200 eingefügten Werte werden als Eingangssignale dem modellierenden Hilfsprozessor 114 oder abweichend davon dem Indikatorkonzentrationsabschätzungskreis 110 zur Verfügung gestellt. In diesem Ausführungsbeispiel empfängt der Indikatorkonzentrationsabschätzungskreis auch das Thermistorsignal y(t) und das Erhitzersignal x(t) (vorzugsweise dessen Abschätzung x·(t)) als Eingangssignale, die ebenso an den Herzfrequenzmittlungskreis 116 gegeben werden.
  • Der Abschätzungskreis 110 für den schnellen Thermistor in dem ersten und zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung (1 und 2) arbeitet im Wesentlichen als ein Eingangstiefpassfilter mit offener Bandbreite zur Weitergabe von „Roh-"Thermistordaten, wobei nur die Frequenz in der Nähe oder höher als die Nyquisit-Frequenz gefiltert werden. In dem dritten Ausführungsbeispiel (3) prägt jedoch der langsamere Thermistor seinen Daten selbst ein frequenzabhängiges Sättigungsprofil auf und arbeitet gewissermaßen selbst als ein Tiefpassfilter. Das System muss daher die Daten „Entfiltern", um zu den „Roh-Daten" zu gelangen, die in den EF Berechnungen verwendet werden. Es sei darauf hingewiesen, dass das McKown-'733-System H_LN durch eine optimierte Anpassung eines Vektors mit komplexen Werte Hxy(ωn) an die beobachteten Werte abschätzt. Dieser Vektor Hxy steht auch im Rahmen der vorliegenden Erfindung zur Verfügung, wenn der modellierende Hilfsprozessor nach McKown-'733 als Hilfsprozessor 114 verwendet wird. Andernfalls sollte Hxy, (die gemessene Transferfunktion des Kanals) wie bei McKown-'733 in dem modellierenden Hilfsprozessor 114 berechnet werden.
  • Hxy_p sei die gewünschte komplexe Transferfunktion des physiologischen Auswaschens des Kanals (Herz/Blutgefäß) ist, also die Transferfunktion, die man ohne den Verzerrungseffekt des langsamen Thermistors beobachtet hätte. Weiterhin sei angenommen, dass Hs – die vorbestimmte Transferfunktion des Thermistors – bei den gleichen Frequenzen wie Hxy berechnet wird. Bei McKown-'733 beispielsweise wies Hxy 10 Elemente auf, die der gemessenen Energie-zu-Temperatur-Transferfunktion des Kanals bei den ersten zehn PRBS-Harmonischen entsprechen. Dies bedeutet. Hxy = Hs·Hxy_p, so dass die „Roh"transferfunktion Hxy_p von dem modellierenden Hilfsprozessor 114 durch eine skalare Division von Vektoren, die 10 Komponenten aufweisen, (Komponente für Komponente) als Hxy/Hs berechnet wird.
  • Es ergibt sich: Hxy_p = Hxy/Hs.
  • Diese Hxy_p Daten, also die Hxy Daten, die mit Hs „skaliert" wurden, werden dann dem modellierenden Hilfsprozessor 114 zugeführt (wenn die Skalierung von dem Abschätzungskreis 110 durchgeführt wurde) oder werden von diesem verwendet. Dies entspricht einem Modellieren der Hxy_p Daten unter Verwendung der mathematischen, zeitverzögerten normalen Transferfunktionen H_LN. Dies stellt nicht nur den gleichen dc-Wert, der umgekehrt proportional zu CO ist, bereit, sondern liefert darüber hinaus auch das korrekte τ, da die höheren Frequenzanteile der Transferfunktion Hxy_p angepasst sind, um das langsame Ansprechverhalten des Thermistors zu kompensieren. Der EF-Hilfsprozessor 114 kann daher EF und EDV wie in dem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung berechnen. Darüber hinaus sind, wie in den ersten Ausführungsbeispiel, die berechneten EF/EDV Werte in dem gleichen Sinne wie bei McKown-'733 kontinuierlich, das heißt, dass sie die gleichen anfänglichen Akquisitionszeiten und Aktualisierungsintervalle aufweisen.
  • Ein zusätzliches Problem, das mit einem langsamen Thermistor verknüpft ist, besteht darin, dass bei hohem HR die Thermistordaten allein zur Bestimmung der Herzfrequenz HR wenig nützlich sind. Aus diesem Grunde werden in dem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung (3) sowohl das erhitzte Signal x(t) und das „rohe" also das „skalierte" oder „entfilterte" Thermistorsignal y(t) (vorzugsweise deren Abschätzungen x·(t) und y·(t)) vorzugsweise dem Herzfrequenzmittlungsschaltkreis 116 zugeführt. Sind beide Signale verfügbar, können schließlich Kombinations- und andere bekannte Techniken angewendet werden, um eine genauere Abschätzung sogar der höheren Herzfrequenzen zu erhalten.
  • Selbstverständlich können wie zuvor, anstelle des Herzfrequenzkreises 116 auch herkömmliche externe Herzfrequenzgeräte eingesetzt werden, um einen mittleren HR Wert (HR_avg) bereitzustellen, der von den Eigenschaften des Thermistors unabhängig ist. Dementsprechend zeigt 4 ein Ausführungsbeispiel gemäß der Erfindung, bei dem der externe Herzanzeiger 117 das Herzfrequenzsignal bereitstellt und bei dem die Parameter der „inversen Transferfunktion" Hs für den Sensor vorgespeichert werden.
  • Der Hauptunterschied zwischen dem ersten und dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung (1 und 3) einerseits und dem zweiten und vierten Ausführungsbeispiel (3 und 4) andererseits ist darin zu sehen, dass der Thermistor „schnell" beziehungsweise „langsam" arbeitet. Für praktische Anwendungen ist die Grenze zwischen diesen beiden unscharf. Selbstverständlich können die erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiele mit einem „langsamen Sensor" ständig eingesetzt werden, da sie auch die Ausführungsbeispiele mit einem „schnellen Sensor" umfassen (die Transferfunktion Hs ist über die gesamte abgetastete Bandbreite im Wesentlichen „schwach"). Die Ausführungsbeispiele mit langsamen Sensor benötigen jedoch einen gesonderten Herstellungsschritt und verursachen Kosten für eine individuelle Sensorkalibrierung und für das Hinzufügen und Programmieren des Speichergerätes 200 zum Speichern der Antwortparameter des Sensors (oder äquivalente dazu oder deren Inverse). Die Entscheidung darüber, welches Ausführungsbeispiel benutzt werden soll, kann unter Verwendung herkömmlicher Simulations- und Experimentiertechniken gefällt werden. Beispielsweise können die Wärme- und Thermistorsignale x(t) und y(t) durch eine Simulation erzeugt werden, möglicherweise durch Einfügen aktueller vom Patienten stammender Daten. Der Parameter modellierende Hilfsprozessor kann anschließend τ abschätzen. Abweichend hiervon können τ-Werte aus aktuellen Messungen abgeschätzt werden, die unter Verwendung eines bekanntermaßen sehr schnellen Thermistors stammen. Die Transferfunktionen Hs repräsentativer Thermistoren, die in der Erfindung verwendet werden sollen, können schließlich wie oben beschrieben bestimmt werden. Die EF Werte, die mit oder ohne Kompensation der Hs Profile berechnet werden, können schließlich verglichen werden. Unterscheiden sich die nicht kompensierten EF Werte weniger als ein vorbestimmtes Maß von den kompensierten EF Werten, kann schließlich angenommen werden, dass die Thermistoren schnell genug sind und das erste oder das dritte Ausführungsbeispiel der Erfindung verwendet werden kann.

Claims (6)

  1. System zum Abschätzen des kardialen Auswurfanteils mit einem Indikatoreinführmittel (104) zum Einführen eines Indikators an einer in Bezug auf ein Herz in Strömungsrichtung vorderseitig gelegenen Stelle in Übereinstimmung mit einem vorbestimmten Treibersignal, einem Indikatorkonzentrationssensor (108) zum Erfassen einer lokalen Indikatorkonzentration im Blut an einer in Strömungsrichtung rückseitig gelegenen Stelle und zum Erzeugen eines Indikatorkonzentrationssignals, wobei der Bereich, der die in Strömungsrichtung vorderseitig gelegene Stelle und diese einschließlich und die in Strömungsrichtung rückseitig gelegene Stelle und diese einschließlich umfasst, einen Kanal für das Blut bildet, mit einer Herzfrequenzanzeige (116, 117) zum Messen einer Herzfrequenz HR, mit einem Verarbeitungsmittel (112) zum Erzeugen eines Modells für den Kanal als eine vorbestimmte Funktion des Treibersignals und des Indikatorkonzentrationssignals, zum kontinuierlichen Aktualisieren des Modells, um ein Ausgangssignal in Gestalt eines Indikatorzerfallsparameters τ einer modellierten Indikatorverdünnungskurve des Kanals zu schaffen, und zum Abschätzen des kardialen Auswurfanteils EF des Herzens, dadurch gekennzeichnet, dass der EF als eine vorbestimmte Funktion der Herzfrequenz und des thermischen Zerfallsparameters τ abgeschätzt ist.
  2. System nach Anspruch 1, bei dem das Verarbeitungsmittel (112) weiterhin zum kontinuierlichen Berechnen eines kardialen Ausstoßwertes CO als ein Ergebnis des Modells und zum kontinuierlichen Berechnen eines enddiastolischen Volumenwertes des Herzens als eine vorbestimmte Funktion des kardialen Ausstoßwertes CO, der Herzfrequenz HR und des abgeschätzten Auswurfanteils EF eingerichtet ist.
  3. System nach Anspruch 1, bei dem das Verarbeitungsmittel (112) weiterhin zum Erzeugen des Modells des Kanals als eine vorbestimmte Funktion einer Kanaltransferfunktion Hxy auf der Grundlage des Verhältnisses der Konzentrationen von injiziertem Indikator zu erfasstem Indikator und zum Skalieren der Kanaltransferfunktion Hxy durch eine Sensortransferfunktion Hs eingerichtet ist, wobei dadurch auf den Indikatorkonzentrationssensor zurückgehende Störungen eliminiert sind.
  4. System nach Anspruch 3, das weiterhin ein Speichermittel (200) zum Speichern vorberechneter Parameter Hs, welche die Indikatorkonzentrationssensortransferfunktion charakterisieren, und zum Ausgeben der Transferfunktion Hs an das Verarbeitungsmittel aufweist.
  5. System nach Anspruch 1, bei dem das Verarbeitungsmittel (112) ein rekursives Abschätzglied umfasst, das als Ausgangssignale die Parameter eine zeitlich vorangegangenen Normalmodells bereitstellt, wobei die Parameter einen Kanalindikatorzerfallsparameter τ aufweisen und wobei das Verarbeitungsmittel (112) weiterhin zum Abschätzen des kardialen Auswurfanteils EF gemäß dem Ausdruck EF = 1 – exp(–60/(τ·HR)) eingerichtet ist, wobei exp die Exponentialfunktion und HR die Herzfrequenz ist.
  6. System nach Anspruch 1, bei dem das Indikatoreinführmittel ein Heizwiderstandselement (104) und der Indikatorkonzentrationssensor ein Thermistor (108) sind.
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