DE3854732T2

DE3854732T2 - Physiologische Herz- und Lungenuntersuchung durch intrakardielle Messungen mit einem einzelnen Sensor.

Info

Publication number: DE3854732T2
Application number: DE3854732T
Authority: DE
Inventors: Eckhard Prof Dr Alt
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1987-09-28
Filing date: 1988-09-28
Publication date: 1996-07-04
Anticipated expiration: 2008-09-29
Also published as: US4919136A; EP0310024A3; US4884576A; DE3881137D1; EP0310025A3; EP0310025A2; EP0310026A3; DE3854732D1; EP0310026B1; US5003976A; EP0310026A2; DE3732640C1; DE3856192D1; EP0310024A2; DE3881137T2; EP0310025B1; DE3856192T2; EP0310024B1

Description

TECHNISCHES GEBIET:

Die Erfindung bezieht sich auf die Analyse momentaner physiologischer Parameter, die Auswirkungen auf das Herz und die Lungen haben, und insbesondere bezieht sie sich auf Einrichtungen und Verfahren zum Messen von sowohl physiologischen Herz- und Lungenparametern eines Patienten mit nur einem Sensor, um Daten abzuleiten und zu analysieren, die bei der Behandlung des Patienten mit einer bestimmten Herz- und Lungenverfassung nützlich sind, wie z.B. die Steuerung eines Herzschrittmachers in Übereinstimmung mit dynamischen Veränderungen, die bei der physiologischen Aktivität des Patienten auftreten.

STAND DER TECHNIK:

Bei der modernen Intensivmedizin ist ein erfolgreicher therapeutischer Eingriff nur möglich auf der Grundlage umfangreicher diagnostsscher Information. Eine Kenntnis der Herz- und Atmungsaktivität als physiologischer Funktionsparameter ist dabei wescntlich. Sie werden gewöhnlich unter Verwendung einer Vielzahl von Meßelementen überwacht, wie z.B. Herzkatheter, spezielle Atmungssensoren, etc.. Für diese Überwachung ist es nicht nur schwierig, die Anzeige und Bewertung der Funktionsparameter zu koordinieren, sondern auch die Plazierung der Erfassungsinstrumente in dem Herz und den Lungen des Patienten ist schwierig.
Viele derartiger Funktionsparameter hängen auch von der körperlichen Betätigung eines Patienten ab, so daß sie auch verwendet werden können, um dynamische Veränderungen der Schrittmacherfrequenz eines Herzschrittmachers zu steuern.
Einige zur Verfügung stehende Veröffentlichungen beschreiben die Schrittmacherfrequenz-Steuerung eines Schrittnachers mittels gemessener Signale, die auf der Erfassung eines physiologischen Funktionsparameters beruhen. So wird in dem US-Patent 4,566,456, G. Koning et al. 28. Januar 1986, der systolische Druck und die zeitliche Veränderung des rechten Herzkammerdrucks als der Funktionsparameter verwendet. Bei der deutschen Offenlegungsschrift 27 17 659, A. Wirtzfeld et al., veröffentlicht am 26. Oktober 1978, wird der Parameter der zentralvenösen Sauerstoffsättigung verwendet In dem US-Patent 4, 535, 774, W. H. Olson, 20. August 1985 und dem US-Patent 4, 674, 518, R.W. Salo, 23. Juni 1987, wird das Herzkammer-Verdrängungsvolumen des Herzens mit Hilfe einer Impedanzmessung ermittelt. In dem US-Patent 4, 567, 892, G. Plicchi et al., 4. Februar 1986, wird die Atmungsfrequenz von einer implantierten Sekundärelektrode mittels einer Impedanzmessung ermittelt. Bei dem US-Patent 4, 697,591, A. Lekholm, et al., 6. Oktober 1987, wird die Atmungsfrequenz aus der Impedanz quer über die Brusthöhle unter Verwendung von Becher- und Herzimplantationselektroden. In dem US-Patent 4, 596, 251, G. Plicchi et al., 24. Juni 1986, wird das Atmungsminutenvolumen durch Impedanzänderungen von mindestens einer, in der Brusthöhle angeordneten Elektrode gemessen. Andere hierzu in Beziehung stehende Atrnungsfrequenz-Steuerungen werden in den folgenden US-Patenten durchgeführt: 3, 593, 718, J. L. Krasner et al., 20. Juli 1971; 4,721, 110, M. 5. Lampadius, 26. Januar 1988 und 4,702,253, T. A. Nappholz et al., 27. Oktober 1987. In dem US-Patent 4, 291, 699, L. A. Geddes et al., 29. September 1981, wird die Impedanzänderung zwischen zwei Elektroden in einer Herzkammer verwendet, um ein Fibrillieren des Herzens aufzuzeigen und zu steuern. In dem US-Patent 4, 576, 183, G. Plicchi et al., 18. März 1986, werden subkutane Elektroden in der Brust eines Patienten verwendet, um die lmpedanz zur Gewinnung eines Atmungsparameters zu messen.
In neuester Zeit wurde auch vorgeschlagen, die Schrittmacherfrequenz eines Herzschrittmachers über zwei oder mehrere physiologische Funktionsparameter zu steuern. In dem deutschen Patent P 36 31155, veröffentlicht am 24. März 1988, wird die Schrittmacherfrequenz zur stabilen Langzeitsteuerung über die Temperatur des venösen Bluts innerhalb des Herzens und über einen Aktivitätssensor für Aktivität auf Grund kurzzeitiger körperlicher Betätigung gesteuert. Die Temperatursignale können durch die Aktivitätssiguale für eine optimale Anpassung der Schrittmacherfrequenz an die spezielle körperliche Betätigung des Patienten moduliert werden. Es können unterschiedliche Sensoren verwendet werden, um die beiden Funktionsparameter zu überppüfen. Die Schrittmachersteuerung beruht auf der Eikenntnis, daß im wesentlichen nur absolute Parameter, wie z.B. die Bluttemperatur und Aktivität als Absolutwerte zur Bestimmung einer Beziehung zwischen diesen Parametern und der Schrittrnachefreequenz verwendet werden sollten, wohingegen andere physiologische Funktionsparameter lediglich relative Parameter sind, die zumindest eine stabile Langzeitsteuerung des Schrittrnachers verhindern.
Das US-Patent 4,722, 342, D. Amundson, 2. Februar 1988, führt eine Vielzahl unterschiedlicher Körperaktivitätssenoren auf, um veränderliche Schrittmachersteuerungen über die Körperaktivität abzuleiten.
In der EP-A-0 218007 wird ein Herzschrittmacher für die Zufuhr von Stimulationsimpulsen an ein Herz über eine Schrittmacherelektrode offenbart Während der Stimulationsimpulse werden der Stimulationsstrom und die Stimulationsspannung gemessen. In einem Dividierer wird das Verhältnis dieser Werte gebildet, um ein Impedanzsignal zu bilden, das der Elektrodenimpedanz entspricht Aus diesem Signal wird ein Signal, das der Atmungsfrequenz des Patienten entspricht, herausgefiltert, das zur Steuerung der Impulsfrequenz des Schrittmachers dient Während eines Atmungsintervalls wird daher die Impedanz ca. fünfmal gemessen. Nach der Stimulation, wenn das Herz kontrahiert, wird keine Messung durchgeführt. Daher werden nach der Kontraktion des Herzens keine relevanten Signale durch den Sensor abgegeben, so daß nur Parameter, die sich langsam verändern, mit diesem Verfahren gemessen werden können. Folglich wird nur die Atmungsfrequenz des Patienten bestimmt und zur Steuerung der Impulsfrequenz des Impulsgenerators des Herzschrittmachers in Übereinstimmung damit verwendet. Es wird weder beabsichtigt, noch ist es möglich, andere physiologische Parameter eines Patienten zu ermitteln, die sich schneller verändern als die Atmungsfrequenz, und insbesondere ist es nicht möglich, die Herzaktivität des Patienten zu ermitteln.
In der US-A-4686987 wird ein biomedizinisches Gerät, insbesondere ein Herzschrittmacher, offenbart, das in der Lage ist, Veränderungen des Herzkammervolumens oder Verdrängungsvolumens des Herzens zu erfassen. Ein relativ niederirequentes Signal unterhalb 5 khz wird an eine in dem Herz angeordnete bipolare Elektrode angelegt, wobei die Schlagwirkung des Herzens dazu dient, dieses Signal auf Grund von Änderungen der Impedanz zu modulieren. Das modulierte Signal wird dann verarbeitet, um R-Wellen- und andere elektrische Fehler zu entfernen, und daraufhin demoduliert, um die Trägerfrequenzkomponente zu beseitigen, wonach die Einhüllende übrigbleibt, die zu dem momentanen Kammervolumen proportional ist. Dieses Signal der Einhüllenden enthält Information über das Verdrängungsvolumen und das Herzkammervolumen, und das Verdrängungsvolumen kann als ein Parameter verwendet werden, um die Frequenz eines Impulsgenerators in dem Herzschrittmacher zu steuern. Daher werden gemäß diesem Patent alle "elektrischen" Komponenten des einzelnen veränderlichen Signals entfernt und werden nicht verwendet, um die Frequenz des Schrittmachers zu steuern.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG:

Bei diesem und ähnlichen Geräten des Stands der Technik zur Analyse der physiologischen Verfassung eines Patienten in Bezug auf eine gewünschte und tatsächliche Herzaktivität treten ungelöste Probleme auf, die durch diese Erfindung korrigiert werden. So stellt der Stand der Technik weder leicht in dem Patienten zu installierende Detektoren bereit, noch erzeugen die Detektoren angemessene physiologische Informationsparameter, die für ein geringes Auftreten von Fehlern bei den abgeleiteten Signalen sorgen, um dynamische Änderungen in die von Schrittmachern erzeugte Herzschlagstimulation einzuführen.
Wenn z.B. Mehrfachsensoren an unterschiedlichen Körperstellen wie z.B. der Brustund Herzhöhle, verwendet werden, kann es nicht nur zu fehlerhaften Steuersignalen kommen, sondern es besteht die entsprechende Notwendigkeit, für diesen Zweck spezielle Detektoren zu implantieren. Die Wahrscheinlichkeiten für einen Steuerungsfehler können durch die Messung von Impedanz quer über die Brusthöhle gekennzeichnet werden, um Atmungsreaktionssignale für unterschiedliche Aktivitätszustände abzuleiten. Somit kann sich die gemessene Impedanz mit der Position des Körpers oder Arms eines Patienten verändern und ist nicht nur auf die Zeitdauer und Größe der Einatmung oder Ausatmung beschränkt. Somit könnten falsche Steuerungssignale die Schrittmacherfrequenz in Reaktion auf erfaßte physiologische Atmungsparameter einstellen. Derartige falsche Signale können auch von der Beeinflussung zwischen Mehrfachsensoren und komplexen Verarbeitungssystemen zur Analyse und Zusammenführung verschiedener erfaßter Signale herrühren.
Ein anderes Problem mit den Sensoren des Stands der Technik ist die Fähigkeit, nahe genug an Echtzeit auf diese physiologischen Parameter eines Patienten dynamisch zu reagieren, die geeignete Steuerungssignale für die Herzschlagstimulation von dem Schrittmacher erzeugen. So reagieren z.B. Temperaturmessungen langsam, und Druckmessungen unterliegen äußeren Geräuscheinflüssen, wie z.B. Husten oder Niesen, von denen die Herzschlagfrequenz nicht beeinträchtigt werden sollte.
Die Einfachheit von Detektoren des Stands der Technik beruhte in erster Linie auf der Verwendung einer einzelnen Variablen, wie z.B. Atmungs- oder Blutdruckschwankungen. Dies liefert jedoch nicht genug Daten für eine erfolgreiche Diagnose, Therapie oder Schrittmacherfrequenz-Steuerung. Daher wurde das Problem des einfachen Systems und der einfachen Installation von Detektoren nicht derartig gelöst, um die gewünschten physiologischen Parameter für die Analyse und Steuerung zu erzeugen. Die vorliegende Erfindung gemäß dem unabhängigen Anspruch 1 stellt somit einen einzelnen Sensor im Herzen bereit, der zur Messung eines einzelnen intrakardialen Funktionsparameters betrieben werden kann, sowie eine Einrichtung, um von dieser Messung sowohl die Lungenaktivität als auch die Herzaktivität abzuleiten. Dieser Detektor ist im Falle eines Patienten mit einem Schrittmacher die schon implantierte Stimulationselektrode, vorzugsweise auf der rechten Seite des Herzens, wobei diese Elektrode sowohl als intrakardialer Detektor sowie als Herzschrittmacher verwendet wird.
Somit können sowohl intraa:ardiale Druckschwankungen, die mit der Atmung des Patienten in Beziehung stehen, und physiologische Signale, die von dem Herz selbst kommen, erfaßt werden, indem man nur das innerhalb des Herzens angebrachte Meßelement und nur einen gesamten intrakardialen Funktionsparameter verwendet.
Die Erfindung umfaßt auch ein Verfahren zum Überwachen der physiologischen Arbeitsweise der Lungen und des Herzens gemäß dem unabhängigen Anspruch 16.
Untersuchungen des Anmelders korrelieren die Atmung und intrathorakale Druckschwankungen mit in dem Herz gemessenen physiologischen Parametern von Blut. Somit kann z.B. ein einfacher Sensor in der rechten Herzkammer aus Veränderungen von Blutparametern, vorzugsweise der Impedanz, die notwendigen Funktionsparameter für eine richtige Herzschlagirequenz-Steuerung von Schrittmachern ermitteln, nämlich die Atmungsfrequenz und -tiefe, die Kontraktibilität des Herzmuskels, das Verdrängungsvolumen, etc..
Bei der Steuerung eines Herzschrittmachers in Abhängigkeit von diesen erfaßten Signalen werden große Vorteile erzielt. Der einfache Aufbau, bei dem das Meßelement die gleichzeitig verwendete Stimulationselektrode bildet, ist signifikant, wodurch keine weiteren Implantate benötigt werden.
Ein wesentlicher Vorteil der Erfindung besteht darin, daß die alleüiige intrakardiale Messung, vorzugsweise der Impedanz, es ermöglicht, daß fimtionelle Atmungs- und Herzparameter voneinander klar getrennt werden, indem eine geeignete Filterung mit jeweiligem Hochpaß- und Tiefpaßfilter durchgeführt wird. Dies ist bei Messungen des Stands der Technik nicht möglich, wie z.B. der Impedanzmessung der Atmung mit einer thorakalen Sekundärelektrode, weil zum Teil die Auswirkungen der Atmung auf die erfaßten Signale derartig sind, daß das Gesamtinformationssignal einen geringen kennzeichnenden Wert hat und von starken Störungen überlagert ist Eine derartige gegenseitige Störung von Atmungs- oder Lungen- und Herz-Funktionsparametern wird durch die Erfindung zuverlässig beseitigt

KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNG:

Die Erfindung wird nun ausführlicher in einem Ausführungsbeispiel in Verbindung mit einem Herzschrittmacher an Hand der begleitenden Zeichnung beschrieben, wobei:
Fig. 1 eine schematische Ansicht eines erfindungsgemaßen Herzschrittmacher- Elektrodensystems zeigt, das im Herzen eines Patienten implantiert ist,
Fig. 2 in Form eines Blockdiagramms das von der Erfindung bereitgestellte Diagnosesystem zeigt,
Fig. 3 ein Wellenform-Diagramm ist, das die Bandbreite-Kenndaten der Atmungs- und Herz-Signalkomponenten für die Bildung von Tiefpaß- und Hochpaßfiltem zeigt,
Fig. 4, 5 und 6 Signalwellenform-Diagramme sind, welche die Impedanzkurven für intrakardiale Messungen in Tieren mit verschiedenen Parametern zeigen, und
Fig. 7 zueinander in Beziehung stehende Impedanzwellenforrnen am Menschen mit den niederfrequenten Atmungs- und höherfrequenten Herz-Signalkomponenten zeigt.

BEVORZUGTE AUSFÜHRUNGSBEISPIELE DER ERFINDUNG:

Fig. 1 zeigt einen in einem Patienten 1 implantierten Herzschrittmacher 2, der einen Becher 3 aufweist, von dem aus eine Sonde 4 über eine Vene in das Herz 5 führt. Die Sonde 4 ist an ihrem in der Herzkammer angeordneten Vorderende als ein einzelner Sensor 6 ausgebildet, der in diesem Ausführungsbeispiel einen ersten Elektrodenpol 7 hat, der sich an der Spitze der Sonde 4 befindet, und einen zweiten Elektrodenpol 8, der in einer näheren Position angeordnet ist, hat Wie man von Fig. 2 sieht, verbinden elektrische Leitungen 9 und 10 innerhalb der Sonde 4 die beiden innerhalb der rechten Herzkammer angeordneten beiden beabstandeten Pole 7 und 8 mit einer Steuerungsschaltung 11, die an dem Becher 3 angeordnet ist.
Die Blockdiagramm-Steuerungsschaltung 11 hat funktionell festgelegte Steuerungsschaltungselemente, die als ein integrierter Schaltkreis mit zugeordneten Miprozessoreinrichtungen und geeigneter Software ausgeführt sein können. Die Steuerungsschaltung umfaßt allgemein einen Meßabschnitt 12, einen Logikabschnitt 13 und einen Stimulationsabschnitt 14. Energie wird über eine Batterie 15 zugeführt.
Eine Leitung 10 von dem Detektorelektrodenpol 8 ist mit dem Erdpotential verbunden. Die andere Detektorsignalleitung 9 ist mit dem Signalmeßabschnitt 12 über ein Hochpaßfllter 16 verbunden. Ein Oszillator 17 liefert einen Wechselstrom mit niedriger Amplitude, der dem Herz keine Schrittfrequenz vorgeben kann, zur Impedanzmessung mit einer Frequenz zwischen ungefahr 1 khz und 100 kHz, welche die Schrittmacherstimulation nicht stört. Eine niedrige Stromamplitude im Bereich einiger Mikroampere oder alternativ einzelne Impulse einer Dauer von 0,01 Millisekunden und einer Amplitude von weniger als einem Miffiampere verringert die Batterielast. Das Stromsignal des Oszillators 17 wird auch zusätzlich zu dem Stimulationsschrittmacher- Signal 25 der Meß-Stimulationselektmde 6 über die gepunktete Leitung zugeführt. Dies ist ein elektrisches Fragesignal, das an dem einzelnen Sensor 6 auf Veränderungen der Herzaktivität und der Lungenaktivität reagiert, um ein einzelnes veränderliches Signal, das für die Herz- und Lungenaktivität repräsentativ ist, zu erzeugen und hat eine derart niedrige Energie, daß es weder dem Herzen eine Frequenz vorgibt oder es stimuliert, noch die Schrittgebersignale 25 stört.
Eine Einrichtung 18 zur Erfassung oder Messung der physiologischen Aktivität verarbeitet dann das einzelne veränderliche Signal oder das von ihm abgeleitete Subsignal, wie z.B. die nieder- und höherfrequenten von den Komponenten der an der Elektrode 6 erfaßten Signale und die modulierten hochfrequenten, über das Filter 16 zugeführten Schwingungen vom Oszillator 17. Dieses einzelne veränderliche Signal reagiert auf die Veränderungen physiologischer Parameter, wie z.B. Änderungen des Volumens, der Strömung oder des Drucks in dem Kreislaufsystem des Patienten, vorzugsweise innerhalb der rechten Herzhälfte. Das bevorzugte Ausführungsbeispiel eines Erfassungs- und Meßsystems für diesen Zweck reagiert auf die Veränderungen der Blutimpedanz, die indirekt auf Änderungen des Volumens hinweisen.
Entsprechend wird der Widerstand (oder die Impedanz) innerhalb des Herzens zwischen den Elektrodenpolen 7 und 8 des einzelnen Sensors 6 nach der Definition des Ohm'schen Gesetzes in der Impedanzmeßelnrichtung 18 ermittelt, welche dem Hochpaßfilter 16 folgt, das die Trägersignale von dem einzelnen Signal überträgt, das von dem Sensor 6 wiedergegeben wird und sich mit der Herz- und Lungenaktivität verändert, die auf die Signalfrequenz des Oszillators 17 moduliert wird, und hält die durch das Tiefpaßfilter 26 hindurchgetretenen Schrittmachersignale 25 auf. Das so erhaltene Rohsignal, dessen Impedanz sich dynamisch verändert, wird einerseits einer Tiefpaß-Filterschaltung 19 und andererseits einer Hochpaß-Filterschaltung 20 zugeführt, wodurch das impedanz-modulierte Signal in Subsignalteile niedriger und höherer Frequenz aufgespaltet wird. Somit läßt die Tiefpaßschaltung 19 physiologische Aktivitätssignale hindurchtreten, die mit der niederfrequenten Atmungsaktivität des Patienten zu tun haben, während die Hochpaßschaltung 20 physiologische Aktivitätssignale hindurchtreten läßt, die mit der Herzaktivität des Patienten zu tun haben. Da die Herzfrequenz allgemein vier- bis fünfinal so groß wie die Atmungsfrequenz ist, können diese Atmungs- oder Lungen- und Herzsignale durch Filter aus dem bekannten Stand der Technik getrennt werden.
Die Ausgabesignale der Tiefpaß- und Hochpaßschaltungen 19, 20 werden jeweils einer jeweiligen Signalformgebungsschaltung 21, 22 zur Vorabauswertung zugeführt, wie z.B. Mittelung, Bestimmung der Zeitableitung, Bestimmung der Amplitude und Frequenz und nachfolgende Integration oder dergleichen. Eine Ausgabeleitung 23-1 der Schaltung 21 liefert dann ein Signal, das der Atmungsfrequenz zugeordnet ist und der periodischen Frequenz des niederfrequenten Signals entspricht. Die weitere Ausgabeleitung 23-2 liefert ein Signal, das der Atmungstiefe zugeordnet ist und der Amplitude des niederfrequenten Signals entspricht Eine Ausgabeleitung 24-1 der Hochpaßschaltung 22 liefert ein Signal, das der Kontraktibilität des Herzens zugeordnet ist und der Zeitableitung (dv/dt) des hochpaß-gefflterten Impedanzsignals entspricht, d.h. der zeitlichen Änderungsgeschwindigkeit des systolischen Verdrängungsvolumens. Eine weitere Ausgabeleitung 24-2 liefert ein Signal, das dem Verdrängungsvolumen des Herzens zugeordnet ist und der Amplitude des hochpaß-gefilterten Impedanzsignals entspricht.
Alle Ausgangsleitungen 23, 24 sind mit Logikschaltungen 13 verbunden, die auf der Grundlage zur Verfügung stehender Signale eine optimale Schrittmacherfrequenz berechnen, die zu der körperlichen Betangung des Schrittmacherträgers in Beziehung steht. Wie in dem oben erwähnten Stand der Technik dargestellt, ist es dort bekannt, physiologische Signale zu verwenden, um die Schrittmacherfrequenzsignale 25 für einen Herzschrittmacher zu steuern. Diese Schrittmacherfrequenz wird einem Impulsgenerator 25 in dem Stimulationssignalabschnitt 14 zugeführt, der entsprechende Stimulationsimpulse zu der Einzelscnsorelektrode 6 über ein Filter 26 zuführt. Die Frequenzen des Meßkanals 12 und des Stimulationskanals 14 werden durch Filter 16 und 26 getrennt, so daß die Signale in einem Kanal die Arbeitsweise des anderen Kanals nicht stören oder beeinträchtigen. Auf diese Weise kann die Einzelsensorelektrode 6 sowohl als Me&lekrrode als auch als Stimulationselektrode verwendet werden.
In Fig. 3 ist in der Kurve mit niedriger Frequenz, die mittels der quadratischen Koordinatenmarkierungen festgelegt ist, die Filtercharakteristik des Tiefpaßfilters 19 dargestellt. Man sieht, daß der in Prozent ausgedrückte Transmissionsgrad bei einer Frequenz von 1 Hz fast auf Null abgefallen ist. Der Herzaktivität zugeordnete Signale haben eine Frequenz, die höher als dieser Wert ist, so daß es zu keiner Störung der tiefpaß-gefilterten Signale kommt, die für die Atmungsfrequenz repräsentativ sind. Die tiefpawgefilterten Atmungssignale werden von der Signalformgebungsschaltung 21 verarbeitet und können bei Bedarf ampliduden-korrigiert werden, um eine Filtercharakteristik zu berücksichtigen, um Signale zur Bewertung der Atmungsamplitude bereitzustellen. Die Filtercharakterisik der Hochpaßschaltung 20, gezeigt durch die Kurve mit den kreisförmigen Koordinatenpunkten, läßt die auf der Herzaktivität beruhenden Signale ohne Störung oder Verzerrung durch die Atmungssignale hindurchtreten.
Wie in Fig. 4 bei zahlreichen Messungen mit Tieren und mit entsprechenden Versuchen an mehr als 20 gesunden Personen und Schrittrnacherpatienten gezeigt, hat der Anmelder die Merkmale, auf denen die Erfindung beruht, bestätigt. Eine anfängliche Versuchsreihe an Hunden zeigt, daß Änderungen der intrakardialen physiologischen Parameter, wie z.B. Druck, Volumen und die entsprechende Strömung durch das Herz, der Herzaktivität entsprechen, woraufhin Änderungen auf Grund der Atmungsaktivität auferlegt wurden. Näheres über diese Änderungen der Strömung in Folge der Atmung wurde in einem Artikel von Gerhard A. Brecher offengelegt, der in Circulation Research, Band III, März 1955, Seiten 210 bis 214 veröffentlicht wurde. Geeignete alternative Einrichtungen zur Strömungsmessung im Kreislaufsystem sind aus der folgenden Veröffentlichung bekannt: Subseleetive Measurement of Coronary Blood Flow Velocity Using a Steerable Doppler Catheter, D.H. Sibley et al. in JACC, Band 8, Nr.6, Seiten 1332 bis 1340, Dezember 1986.
In derselben Versuchsreihe wurde auch gezeigt, daß die Herzmuskel-Kontraktibilität einen Einfluß auf die zeitliche Änderungsgeschwindigkeit des Drucks und die Volumenänderung auf Grund des Herzschlages innerhalb eines Herzschlages in der rechten Herzkammer ausübt. Die Referenz-Wellenforrn ist das Elektrokardiogramm EKG, wobei die indirekte Volumenmessung mittels einer Impedanzmessung durchgeführt wird, gezeigt als Schwingungssignale, die während der Atmungsperiode auftreten und der Wellenform der Herzktivität überlagert werden. Der Druck (PRA) innerhalb des rechten Vorhofs während einer Reihe von Herzschlägen wird, wir gezeigt, von der eintretenden Lungenaktivität stark beeinflußt. Die Druckwellenforrn in der rechten Herzkammer (PRV) sowohl bei höheren und tieferen Frequenzen weist, wie gezeigt, eine Korrelation mit der entsprechenden Impedanz (Imp)-Wellenform auf, die man aus den intrakardialen lmpedänzmessungen erhält. Daher liefern die intrkardialen Impedanzmessungen und die intrakardialen Druckmessungen innerhalb der rechten Herzkmmer periodische und Amplitudensignaldaten von sowohl der Herz- als auch der Lungenakrivität des Patienten.
Somit ist es möglich, die relative Kontraktibilität des Herzens über die systolische zeitliche Änderungsgeschwindigkeit des Impednzsignals während eines Herzschlags zu ermitteln, wie man aus Fig. 5A, B, C, D sieht. Die Signalwellenforrn RVdP/dt, die für die Kontraktibilität steht und von der rechten Herzkammer gewonnen wird, wird somit mit dem Druck PRV und dem Impedänzsignal ImpRV für verschiedene Patientenzustände verglichen, wie z.B. im Ruhezustand und mit unterschiedlichen Verabreichungen, die unterschiedliche hämodynamische Zustände simulieren, wie in Fig. 5A, B, C und D aufgeführt. Die verschiedenen Vergleichswellenformen zeigen die Korrelation zwischen Druck und Impedanz in der rechten Herzkammer und beziehen die Herzmuskel- Kontraktibilität auf die Änderungsgeschwindigkeit des intrakardialen Drucks, wie auch bei Impedanzmessungen abgeleitet Man beachte, daß Veränderungen der Frequenz und Amplitude zur Verfügung stehen, um die entsprechende Herzaktivität zu kennzeichnen.
Weiterhin wird, wie sich aus Fig. 6A, B und C ergibt, nicht nur der Einfluß der Atmungsfrequenz von dem intrakardialen Impedanzsignal bestimmt, sondern auch die Atmungstiefe in einem extern beatmeten Hund. In diesen vergleichenden Wellenformabschnitten A, B und C wurde das Atmungsminutenvolumen konstant gehalten und die Atmungsfrequenz von 10 über 20 auf 30 Atemzüge pro Minute erhöht. Man sieht, daß die intrakardiale Impedanzmessung innerhalb der rechten Herzkammer entsprechend die periodische Atmungsfrequenz-Information zusammen mit der Atmungstiefe- oder Anschwellvolumen-Information aufweist Man beachte, daß der grundlegende Parameter ein Signal ist, das sich auf die periodische Herzaktivität bezieht, das überlagert wird von und moduliert wird durch Signale, die sich auf die Atmungsaktivität beziehen. Weitere Experimente bestätigten diese Theorie am Menschen.
Wie man in Fig. 7 sieht, waren wir bei zahkeichen weiterführenden Untersuchungen von Patienten und Versuchspersonen in der Lage, die Abhängigkeit intrakardialer Impedanzänderungen auch von der spontanen Atmung beim Menschen zu beweisen.
Fig. 7 zeigt die Impedänz in der oberen Linie, und zwar die direkt gemessene Ausatmung (EX) ausgedrückt durch Zeit und Volumen, in der mittleren Linie und das EKG in der unteren Linie. Die Einatmungsphasen sind in der oberen Linie deutlich erkennbar an einer Abnahrne der Impedanz auf Grund der Einatmung. Der intrathorakale Druckabfall während der Einatmung hat eine starke Blutsaugwirkung und führt somit zu einer stärkeren Füllung der rechten Herzkammer. Diese Zunahmre des rechten Herzkammervolumens kommt durch einen entsprechenden Abfall der Impedanz zum Ausdruck, da sich mehr Blut geringerer Impedanz in der Umgebung der Elektrode befindet. Die Zunahme der Lungenimpedanz, die sich als Folge einer erhöhten Menge an Luft in den Lungen auf Grund der Einatmung ergibt, spielt bei der erfindungsgemäßen intraventrikulären Messung eine vernackilässigbare Rolle. In der Phase des Anhaltens des Atems nach der Einatmung kann man weiterhin sehen, daß nach einer anfänglichen zunehmenden Füllung auf Grund des Einatmens die Herzkammer zu ihrer normalen Größe wieder zurückkehrt. Eine darauffolgende Ausatmung führt dann zu einer weiteren, jedoch sehr kleinen Zunahme der Impedanz auf Grund einer weiteren Volumenverringerung der Herzkammer. Die feinen Impedanzänderungen, die mit dem EKG korrelieren, ergeben sich aufgrund von Volumenänderungen auf der rechten Seite des Herzens, die durch die Herzaktivität verursacht werden.
Das Prinzip der simultanen Erfassung von Herz- und Lungenparametern in dem Herzen mit Hilfe des angeführten Meßprinzips eröffnet nicht nur Möglichkeiten zur frequenzadaptiven Schrittmachertherapie, sondern bietet auch eine gute Möglichkeit zur Erfassung und Überwachung wesentlicher physiologischer Parameter für andere diagnostische und therapeutische Zwecke. Ein Beispiel ist die Versorgung von Patienten auf einer Intensivstation, wo therapeutische Konsequenzen von der Kenntnis von Lebensdaten abhängen, wie z.B. der Herz-Atmungsaktivität. Da viele dieser Patienten für eine kurze Zeit sowieso mit Schrittmacherelektroden versehen werden, können die Daten gleichzeitig ohne jeglichen zusätzlichen Eingriff gewonnen werden.
Das bevorzugte Ziel unserer Untersuchungen war die Änderung der inträkardialen Impedanz auf Grund des Einflusses der Herz- und Atmungsaktivität Die Verwendung von Impedanzmessungen eignet sich, weil die schon routinemäßig verwendete bipolare Elektrode zur Stimulation des Herzens, deren beide Pole in dem Herz angebracht sind, auch zur Impedanzmessung verwendet werden kann. In diesem Fall wird kein zusätzlicher Sensor benötigt
Nichtsdestoweniger können die auf der Grundlage unserer Ergebnisse gemachten Aussagen auch grundsätzlich auf die Messung inträkardialer und intravaskulärer Druckänderungen bei Herz- und Atmungsaktivität angewandt werden. Entsprechende Meßdaten sind in Fig. 5 bis 7 gezeigt Die Druckänderung verhält sich komplementär zum Volumen. Als ein weiteres Merkmal der Erfindung kann die Messung der Blutströmung in dem Herz oder den umgebenden Gefäßen auch auf die gleiche Art und Weise verwendet werden, um Änderungen am Herzen und den Lungen unter sich verändernden Bedingungen zu ermitteln, da Veränderungen des Drucks, des Volumens und der Strömung eine definierte Abhängigkeit untereinander haben und auf eine Lungenaktivität und eine Herztivität in vorhersagbarer Weise reagieren.

Claims

1. Elektronisches medizinisches Gerät zur Ermittlung von physiologischen Parametern, die sich auf den Zustand eines Patienten beziehen, mit einem einzelnen Sensor (6), der sich innerhalb des Herzens befindet, mit einer entsprechenden Einrichtung (17), die an dem Sensor ein einzelnes veränderliches intrakardiales Signal erzeugt, das auf die Änderungen der physiologischen Parameter, wie Volumen, Durchfluß oder Druck in dem Kreislaufsystem des Patienten reagiert, und einer Ermittlungseinrichtung (12, 13) für die physiologische Aktivität zur Verarbeitung des einzelnen veränderlichen Signals,

gekennzeichnet durch die Kombination der folgenden Merkmale:

- die Ermittlungseinrichtung (12, 13) ist zum Trennen des einzelnen veränderlichen intrakardialen Signals in Subsignale ausgelegt, nämlich,

- ein erstes Subsignal, das den intrathorakalen Druckschwankungen zugeordnet ist, die ausgehend von der Atmung des Patienten extern auf das Herz einwirken und daher die Lungenaktivität des Patienten darstellen, und

- ein zweites Subsignal, das der internen hämodynamischen Herzaitivität zugeordnet ist,

- wobei die Ermittlungseinrichtung (12, 13) Einrichtungen zur Analyse der Lungenatmung und der hämodynamischen Herazaktivität (19 bis 22) aufweist, die auf die jeweiligen Subsiguale reagieren, die zur Überwachung des Patientenzustands verwendet werden.

2. Gerät nach Anspruch 1, das weiterhin aufweist: einen Herzschrittmacher mit einer Einrichtung zum Erzeugen von Herzschrittmacher- Impulsen bei dem einzelnen Sensor, und zum Erzeugen von Herzschrittmacher-Impulsen, die auf Veränderungen reagieren, die als eine Funktion der Herz- und Lungenaktivität des Patienten abgeleitet werden&sub1; die von dem einzelnen veränderlichen Signal abgeleitet wird.

3. Gerät nach Anspruch 2, das weiterhin aufweist:

eine Einrichtung zum Erzeugen eines periodischen elektrischen Fragesignals bei dem einzelnen Sensor mit einer ausreichend niedrigen Energie, daß es keinen Herztakt auslöst, wobei das Fragesignal auf die Herz- und Lungenaktivität reagiert und sich mit ihr verändert, und

einer Einrichtung, mit der in der Ermittlungseinrichtung für die physiologische Aktivität die Veränderungen des Fragesignals in Abhängigkeit von der Herz- und Lungenaktivität verarbeitet werden, um Signale abzuleiten, die für die Lungen- und Herzaktivität des Patienten repräsentativ sind.

4. Gerät nach Anspruch 1, bei dem die entsprechende Einrichtung, welche das für die Herz- und Lungenaktivität repräsentative einzelne veränderliche Signal erzeugt, auf Druckänderungen in dem Kreislaufsystem des Patienten reagiert.

5. Gerät nach Anspruch 4, bei dem das einzelne veränderliche Signal auf die Volumenänderungen des Bluts des Patienten in dem Kreislaufsystem reagiert.

6. Gerät nach Anspruch 4, bei dem sich der einzelne Sensor in der rechten Herzhälfte des Patienten befindet.

7. Gerät nach Anspruch 1, bei dem die entsprechende Einrichtung, welche das für die Herzaktivität repräsentative einzelne veränderliche Signal erzeugt, auf Änderungen der Blutströmung in dem Kreislaufsystem des Patienten reagiert

8. Gerät nach Anspruch 1, bei dem die Ermittlungscinrichtung weiterhin eine Impedanz-Meßeinrichtung aufweist, die primär auf Impedanzänderungen an der einzelnen Elektrode reagiert, die sich aus der Lungenaktivität und Herzaktivität des Patienten ergeben.

9. Gerät nach Anspruch 1, das weiterhin eine Einrichtung zum Aufteilen des Signals mit der einzelnen Variablen in die beiden Subsignale aufweist, die jeweils von den beiden Verbrbeitungskanälen verarbeitet werden, welche ein Niederfrequenzfilter, das Signale hindurchtreten läßt, die den intrathorakalen Druckschwankungen mit der Atmungsfrequenz des Patienten entsprechen, und ein Hochfrequenzfilter, welches periodische Signale der Herzaktivität hindurchtreten läßt, die der Herzaktivität des Patienten entsprechen, aufweisen.

10. Gerät nach Anspruch 1, das in einem Herzschrittmacher-System eingebaut ist, das in einer Kombination aufweist:

eine elektronische Herzschlag-Stimulationseinrichtung zum Induzieren eines Signals in einer bipolaren Elektrode, die innerhalb des Herzens zur Stimulierung eines Herzschlags implantiert ist,

eine Meßeinrichtung, welche die Elektrode als den einzelnen Sensor zum Erzeugen des einzelnen veränderlichen Signals innerhalb des Herzens aufweist, das für zumindest einen physiologischen Faktor des Patienten als Reaktion auf ein periodisches Lungenaktivitätssignal einer Frequenz und Amplitude repräsentativ ist, welches für die Atmungsfrequenz und das Anschwellvolumen repräsentativ ist und das Signale an der bipolaren Elektrode zum Stimulieren des Herzschlags des Patienten nicht stört, und eine Einrichtung zum Modulieren des Signals von der Herzschlags- Stimulationseinrichtung in Abhängigkeit von der durch die Meßeinrichtung gemessenen Lungenaktivität.

11. Gerät nach Anspruch 10, bei dem die Meßeinrichtung eine Impedenz- Erfassungseinrichtung zum Unterscheiden zweier physiologischer Faktoren aus periodisch wiederkehrenden Impedanzänderungen, die sich auf die Herz- und Lungenaktivität beziehen, und eine Einrichtung zum Isolieren der jeweiligen periodisch wiederkehrenden Änderungen in zwei sich unterscheidende Frequenzbereiche durch Hindurchlassen der jeweiligen beiden Signale durch Bandpaßfilter enthält, wodurch gesonderte, einander nicht störende Signale für die Herz- und Lungenaktivität abgeleitet werden.

12. Gerät nach Anspruch 1, das in einem Herzschrittmacher nach Anspruch 15 eingebaut ist, bei dem der einzelne Sensor und die Einrichtung zum Ableiten des einzelnen Signals aufweisen:

eine Stimulationselektrode, die sich in der rechten Herzhälfte eines Patienten befindet, eine Einrichtung zum Erzeugen eines elektrischen Meßsignals niedriger Energie, das nicht in der Lage ist, einen Herztakt auszulösen, um das einfache Signal abzuleiten, eine Einrichtung zum Übertragen des Meßsignals und des Herzschrittmachersignals zu der Stimulationselektrode über einen gemeinsamen Verbindungskanal, eine Einrichtung, die mit dem Känal zum Empfangen, Erfassen und Analysieren des einzelnen Signals verbunden ist, um die für dynamische Änderungen der Lungen- und Herzaktivität repräsentativen Subsignale abzuleiten, und eine Einrichtung zum Verändern der Herzschrittmacher-Signalfrequenz als Reaktion auf die dynamischen Änderungen.

13. Gerät nach Anspruch 1, das in einen Herzschrittmacher eingebaut ist, der eine in der rechten Herzhälfte eines Patienten position ierte Herzschrittmacher-Elektrode hat, wobei die Einrichtung zum Ableiten eines einzelnen veränderlichen Signals aufweist: ein Druckerfassungseinrichtung, die sich in dem Kreislaufsystem eines Patienten zum Erzeugen des einzelnen Signals befindet, und

eine Einrichtung zum Erfassen der physiologischen Parameter aus der Überwachung des Druckes, der von der Druckerfassungseinrichtung erfaßt wird.

14. Gerät nach Anspruch 1, das in einen Herzschrittmacher eingebaut ist, der eine in der rechten Herzhälfte eines Patienten positionierte Herzschrittmacher-Elektrode hat, wobei die Einrichtung zum Ableiten eines einzelnen veränderlichen Signals aufweist: eine Blutströmung-Erfassungseinrichtung, die sich in dem Kreislaufsystem eines Patienten befindet, und

eine Einrichtung zum Erfassen der physiologischen Parameter aus der Überwachung einer Blutströmung, die von der Bluterfassungseinrichtung erfaßt wird.

15. Gerät nach Anspruch 1, das in einem Herzschrittmacher-System eingebaut ist, und den einzelnen Sensor als Teil einer Blutströmung-Erfassungseinrichtung aufweist, verbunden mit einer Einrichtung, mit der hieraus von einem Patienten ein einzelnes Signal abgeleitet wird, das mit einer Vielzahl physiologischer Funktionsparameter moduliert ist, die sich auf den Zustand des Patienten beziehen, einer Erfassungseinrichtung, die auf das einzelne Signal reagiert, um Subsignal-Komponenten bereitzustellen, die für die physiologischen Parameter für die jeweilige Kreislaufaktivität repräsentativ sind, und einer Steuerungseinrichtung zum Ändern der Frequenz der Herzschrittmacher-Impulse als Reaktion auf die erfaßten Kreislaufaktivitat-Subsignal- Komponenten.

16. Verfahren zum Überwachen der physiologischen Arbeitsweise der Lungen und des Herzens bei Veränderungen von Belastungsübungen an einem Patienten, ausgehend von einem einzelnen veränderlichen intrakardialen Signal, das auf die Änderungen der physiologischen Parameter wie z.B. Volumen, Durchfluß oder Druck in dem Kreislaufsystem des Patienten reagiert und zwei periodische Signalkomponenten hat, die jeweils für die Herzaktivität und die Lungenaktivität des Patienten stehen, wobei bei dem Verfahren eine Trennung der beiden periodischen Signalkompenenten in Verarbeitungskanäle durchgeführt wird, die jeweils auf eine Lungenaktivität mit niedriger Frequenz und eine hämodynamische Herzaktivität mit höherer Frequenz reagieren, wobei die Kanäle eine Bandbreite haben, die ausreicht, um Modulationen der Frequenz und Amplitude der jeweiligen Signale mit niedriger und höherer Frequenz zu identifizieren, um die Lungen- bzw. Herzaktivität zu überwachen.

17. Verfahren nach Anspruch 16, bei dem die Herzaktivität eines Patienten aus einer Gesamtheit von nur zwei getrennten Positionen innerhalb des Herzens eines Patienten mittels eines einzelnen veränderlichen Impedanzsignals überwacht wird, das trennbare Signalkomponenten zweier sich unterscheidender periodischer Frequenzbereiche in einem Bereich höherer Herzschlagfrequenz bzw. einem Bereich niedriger Atmungsfrequenz mit sich führt, wobei die jeweiligen Signalkomponenten Information mit sich führen, die sich auf die Lungen- und Herzaktivitat als Frequenz- und Amplitudenänderungen des Impedanzsignals beziehen.

18. Verfahren nach Anspruch 16, bei dem Atmungsparameter eines Patienten aus einer Analyse des Einflusses periodischer intrathorakaler Lruckschwankungen erfaßt werden, die von einer in das Herz implantierten Detektorelektrode in einem Frequenzbereich erzeugt werden, der die Lungenfrequenz enthält und die Herzschlagfrequenz ausschließt.

19. Verfalrren nach Anspruch 18 zum Erfassen der thorakalen Druckänderungen während der Atmung eines Patienten von einer in der rechten Kammer implantierten Detektorelektode, die ein Signal erzeugt, das sich mit der Blutsaugwirkung der Lungenaktivitat ändert

20. Verfahren nach Anspruch 19 zum gemeinsamen Verarbeiten eines gememsamen Signals, das sowohl für die momentane dynamische Lungen- und Herzakrivität eines Patienten repräsentativ ist, bei dem es zu einer unbedeutenden Verringerung der Lungensignal-Komponente bei Änderungen der Herzaktivität kommt, die man aus einer Überwachung eines einzelnen, auf das Herz ansprechenden Parameters erhält, den man von der Elektrode erhält.

21. Verfahren nach Anspruch 16, das in einem Verfahren enthalten ist, bei dem man einen Schrittmacher zur Stimulation eines Herzschlags mit einem elektronischen Stimulationssignal betreibt, das in einer in dem Herz eines Patienten implantierten Elektrode induziert wird, wobei das Verfahren in Kombination Schritte aufweist zur Ableitung eines Atmungssignals aus einer Parametermessung von der Elektrode, die zu keiner Störung des Stimulationssignals führt, zur Erstellung eines Steuerungssiguals von dem Atmungssignal für den überwachten Patienten und zum Steuern des Stimulationssignals in Abhängigkeit von dem Steuerungssignal.

22. Verfarrren nach Anspruch 21, bei dem weiterhin das Atmungssignal mittels einer Messung der Impedanzkenndaten der Elektrode als Reaktion auf eine intrakardiale Impedanz abgeleitet wird.

23. Verfahren nach Anspruch 21, das die folgenden Schritte aufweist: Messen der Impedanz innerhalb des Herzens mittels der implantierten Elektrode um ein Signal veränderlicher Impedanz zu erzeugen, das einen Hinweis auf die dynamische, momentane physiologische Arbeitsweise der Lungen und des Herzens gibt, und Modulieren der periodischen Stimulationssignale in Abhängigkeit von dem Signal veränderlicher Impedanz.

24. Verfahren nach Anspruch 21, bei welchem dem Herz eine Impulsfrequenz vorgegeben wird, die zum Teil aus einer Gesamtheit von Herz- und Lungenaktivität Signalen abgeleitet wird, die von einer gemeinsamen elektronischen Erfassungsvorrichtung abgeleitet werden, die in einem Blutströmungsweg angeordnet ist und die Blutströmung in der Umgebung des Herzens zur Erfassung physiologischer Veränderungen sowohl der Herz- als auch Lungenaktivität angibt, die aus einem einzelnen meßbaren physiologischen Parameter abgeleitet werden, der aus der Blutströmung im Kreislaufsystem des Patienten erfaßbar isl

25. Verfahren nach Anspruch 22, bei dem die in das Herz zum Steuern der Herzschlag- Impulsfrequenz implantierte Elektrode in einem gleichzeitig ablaufenden Modus als ein Detektor der Impedanz in dem Herzen verwendet wird und wobei ein Stimulus an die Elektrode in Abhängigkeit von der erfaßten Impedanz gesteuert wird.

26. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche 16 bis 25, bei dem die Stimulation des Herzens entweder durch Lungen- oder Herzparameter gesteuert wird.