DE69634766T2

DE69634766T2 - Transvalvuläre Impedanzmessung

Info

Publication number: DE69634766T2
Application number: DE69634766T
Authority: DE
Inventors: Antonio 35030 Rubano Morra
Original assignee: MEDICO SpA RUBANO; Medico SpA
Current assignee: MEDICO SpA RUBANO; Medico SpA
Priority date: 1995-09-29
Filing date: 1996-09-27
Publication date: 2006-02-02
Anticipated expiration: 2016-09-28
Also published as: EP0765671A2; EP0765671A3; EP1561489A2; EP1561489A3; ATE296146T1; DE69634766D1; EP0765671B1; IT1281370B1; ITTO950777A0; US5792194A; ITTO950777A1

Description

Die Erfindung bezieht sich auf einen Apparat zur Bestimmung des mechanischen Zustands des Herzens, allgemein, jedoch nicht ausschließlich, des menschlichen Herzens. Diese Erfindung bezieht sich auch auf einen Apparat zur Überwachung des Funktionierens eines Herzens gemäß über seinen mechanischen Zustand gewonnener Information.
Information über das mechanische Funktionieren eines Herzens kann von einem Arzt durch Abhören des Herzens mittels eines Stethoskops gewonnen werden. Von dem Herzen erzeugte elektrische Signale können auch verwendet werden, um sein Funktionieren zu überprüfen. So erzeugt in einem gesunden Herzen der im rechten Vorhof gelegene Sinusknoten elektrische Signale, welche sich durch das Herz ausbreiten und seine mechanische Bewegung regeln. Die Detektion dieses elektrischen Signals und seine Beziehung zu dem mechanischen Zustand des Herzens sind wohlbekannt. Geeignet verarbeitet kann diese elektrische Information für diagnostische Zwecke verwendet werden, indem sie beispielsweise auf einem Elektrokardiographen dargestellt wird.
Ein gewöhnliches Problem mit dem Herzen besteht darin, dass das elektrische Signal, obwohl es korrekt erzeugt wird, sich nicht korrekt ausbreitet. Dies kann durch einen herkömmlichen Schrittmacher geheilt werden, welcher das elektrische Signal detektiert und künstlich die erforderlichen Teile des Herzens stimuliert. Die Sinusknotenaktivität wird von einer Elektrode detektiert und wird zur Auslösung (mit geeigneten Zeitverzögerungen) einer elekronischen Reizung (Stimulation) des Vorhofs und/oder des Ventrikels verwendet, je nach den Erfordernissen des Patienten und dem Aufbau des Schrittmachers.
Ein weiteres Problem besteht darin, dass das Herz in einen Flimmerzustand übergehen kann. Das obige elektrische Signal kann wiederum häufig zur Regelung von Defibrillatoren genutzt werden.
Manche Leiden haben jedoch Auswirkungen auf das Verhältnis zwischen der elektrischen und mechanischen Aktivität des Herzens, und daher kann man sich auf die Messung elektrischer Aktivität allein nicht als Indikator des tatsächlichen Zustands des Herzens oder als geeignet zum Auslösen einer Stimulation des Herzens verlassen.
Ferner führen andere Leiden zu einer Abwesenheit jeglichen detektierbaren elektrischen Signals.
In dem obigen Beispiel führt dieses Problem dazu, daß die Stimulation nicht wie oben beschrieben durchgeführt werden kann; herkömmlicherweise wird sie stattdessen mit einer festen Frequenz durchgeführt. Der Nachteil einer solchen Herangehensweise ist, dass, wie bekannt, das Herz idealerweise abhängig von dem Stoffwechselzustand des Patienten mit verschiedenen Frequenzen stimuliert werden muss. In der obigen Herangehensweise ist dies nicht möglich, was zu überfrequenter Stimulation in Zeiten geringen Bedarfs (z.B. im Schlaf) und unterfrequenter Stimulation bei hohem Bedarf (z.B. während sportlicher Übungen) führt.
Zur Lösung des Problems des obigen Beispiels ist die Verwendung frequenzadaptiver Schrittmacher vorgeschlagen worden. In solchen Schrittmachern erfolgt die Stimulation mit einer Frequenz, welche zumindest teilweise von einer externen, metabolisch beeinflussten Variablen bestimmt wird. Verschiedene externe Variablen sind vorgeschlagen worden, beispielsweise ein Bewegungsdetektor zur Messung der Bewegung des Patienten. Solche Lösungen können jedoch nur ein Kompromiss sein, da die Korrelation zwischen herkömmlich gemessenen externen Variablen und Stoffwechselrate nicht ideal ist. Im Beispiel des Bewegungsdetektors kann das Gerät nicht zwischen der patienteneigenen Bewegung und der extern (z.B. wenn der Patient in einem Fahrzeug fährt) hervorgerufenen differenzieren.
Verschiedene andere zur Regelung frequenzadaptiver Stimulation geeignete Messungen sind vorgeschlagen worden. In „Electrode Configurations for Respiratory Impedance Measurements Suitable for Rate Responsive Pacing" von T. Nappholtz, H. Valenta, Maloney und Simmons, veröffentlicht in PACE, Band 9 (November/Dezember 1986, Teil II), S. 960, wird vorgeschlagen, dass bestimmte Messungen elektrischer Impedanz (im folgenden als Impedanz bezeichnet) in Umständen, in denen die Impedanz über die Lungen gemessen wird, ein Maß für Atmung ergeben würden. Es wird eine spezielle Lösung vorgeschlagen, in der Messungen unter Verwendung herkömmlicher Stimulationssonden vorgenommen werden und die Impedanz zwischen einer oder mehreren Elektroden der Stimulationssonde und dem Gehäuse des Schrittmachers gemessen wurde, wobei dieser Pfad vorwiegend über eine Lunge führt. Ein ähnlicher Vorschlag wird in „Right Ventricular Volumetry by Catheter Measurement of Conductance" von J. Woodard, C. Bertram und B. Gow in PACE, Band 10 (Juli/August 1987, Teil I), S. 862 gemacht.
Die Messung intrakardialer Impedanz (entweder im Ventrikel oder im Vorhof) wird vorgeschlagen in „Feasibility of Using Intracardiac Impedance Measurements for Capture Detection" von E. Alt, C. Kriegler, P. Fotuhi, R. Willhaus, W. Combs, M. Heinz und D. Hayes in PACE, Band 15 (November 1992, Teil II), S. 1873. Impedanzmessungen werden zwischen in derselben Kammer des Herzens angeordneten Elektroden vorgenommen; solche Messungen zeigen die Geschwindgkeit des Blutauswurfs aus dem Ventrikel an.
Die GB 2070282 offenbart eine Methode zur Messung von Variation in der Impedanz des Herzens und zur Regelung atrioventrikulärer Stimulation zur Maximierung der durch das Herz pro Ventrikelstimulationspuls gepumpten Blutmenge (Schlagvolumen). Die Abwesenheit oder Anwesenheit von Blut im Herzen wird durch Messung der Impedanz des Herzens unter Verwendung zweier Elektroden bestimmt. Eine der Elektroden ist in der oberen Hohlvene des Herzens angeordnet, und die andere Elektrode ist eine angepasste Spitzenelektrode, die sich außerhalb des Herzens befindet und so gestaltet ist, dass sie die gesamte Herzspitze umschließt.
Die US 5,314,449 offenbart einen zur Verbindung mit zwei Elektrokathetern geeigneten frequenzadaptiven Herzschrittmacher. Die Elektrode eines Elektrokatheters wird in Kontakt mit der Vorhofwand gebracht, und die des anderen in Kontakt mit der Ventrikelwand. Die Impedanz des Gewebes zwischen den beiden Elektroden wird gemessen und zeigt das Ausmaß der physischen Aktivität an.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein Apparat bereitgestellt, welcher ein eine mechanische Funktion eines Herzens anzeigendes Signal bereitstellt, wobei der Apparat umfasst:
eine Katheteranordnung mit einer Vorhofelektrode, welche zur Platzierung in einem Vorhof einer Seite des Herzens angeordnet ist, einer Ventrikelelektrode, welche zur Platzierung in einem Ventrikel besagter einer Seite des Herzens angeordnet ist, sowie Mitteln zur Befestigung des die Ventrikelelektrode tragenden Teils der Katheteranordnung an einer Wand des Ventrikels, wobei die Katheteranordnung dergestalt ist, dass bei Verwendung, wenn besagter Teil der Katheteranordnung an der Wand des Ventrikels befestigt ist, die Ventrikelelektrode sich innerhalb des Ventrikels befindet und die Vorhofelektrode sich innerhalb des Vorhofs befindet aber nicht an einer Wand des Vorhofs befestigt ist;
Mittel zur Erfassung einer Impedanz zwischen der Vorhofelektrode und der Ventrikelelektrode; sowie
Mittel zur Ableitung eines Messwerts der Impedanz über die Klappe zwischen dem Vorhof und dem Ventrikel des Herzens aus besagter erfasster Impedanz.
Eine Ausführung der Erfindung stellt einen Apparat bereit, der eine Messung der Impedanz über die Trikuspidalklappe zwischen dem Vorhof und dem Ventrikel der rechten Seite des Herzens erlaubt. Die Erfinder haben festgestellt, dass diese Impedanz die mechanische Funktion des Herzens anzeigt, zum Beispiel den Zustand des Öffnens der Klappe, und verschiedene Zustände von Ausdehnungen und Kontraktionen des Vorhofs und des Ventrikels.
Eine Ausführung der Erfindung stellt einen Apparat oder eine Methode zur Bereitstellung eines Signals bereit, welches zur Regelung eines Herzstimulationsgeräts wie z.B. eines Schrittmachers oder eines Defibrillators unter Verwendung von aus der über die Trikuspidalklappe gemessenen Impedanz gewonnenen Information geeignet ist.
Eine Ausführung der vorliegenden Erfindung stellt auch ein Messsignal für die transvalvuläre Impedanz zur Verwendung in der Überwachung oder Regelung der Herztätigkeit bereit.
Eine Ausführung der vorliegenden Erfindung stellt Mittel zur Messung der transvalvulären Impedanz sowie Mittel zur Bestimmung einer Stimulationsfrequenz für einen Herzschrittmacherschaltkreis gemäß folgender Gleichung bereit: Schrittmacherfrequenz = R0 + K1 (TPERIODE/T1) + K2 (dZ/dT)wobei R₀, K₁ und K₂ von den Merkmalen des zu stimulierenden Herzens bestimmt werden, und wobei T_PERIODE die Periode der zyklischen Variation des transvalvulären Impedanzsignals, T, die Zeit zwischen einem Impedanzminimum und -maximum und dZ/dT die Änderungsrate der transvalvulären Impedanz zwischen dem Minimum und Maximum ist.
Es werden nun Ausführungen der vorliegenden Erfindung beschrieben, die lediglich als Beispiele dienen; dabei wird auf die beiliegenden Zeichnungen Bezug genommen, in denen:
1 ein schematisches Blockdiagramm eines die vorliegende Erfindung ausführenden Apparats ist;
2a die Ausgabe eines Elektrokardiographen zeigt und 2b von einem mit dem in 1 gezeigten Impedanzmessapparat verbundenen Kurvenschreiber bei Anschluss an einen Patienten produzierte Ausgabedaten zeigt;
3 schematisch eine typische Stimulationssonde des Typs mit zwei Vorhofelektroden und einer Ventrikelelektrode zeigt;
4 ein schematisches Schaltbild einer zur Messung transvalvulärer Impedanz in einem die Erfindung ausführenden Impedanzmessapparat geeigneten Brückenschaltung zeigt;
5 ein schematisches Blockdiagramm eines ersten Beispiels eines die Erfindung ausführenden Impedanzmessapparats zeigt;
6 ein schematisches Blockdiagramm eines die Erfindung ausführenden Schrittmachers zeigt;
7 ein Flussdiagramm zur Veranschaulichung eines Teils der in einem Mikroprozessor eines die Erfindung ausführenden Schrittmachers zu implementierenden Software ist;
8 ein Flussdiagramm zur Veranschaulichung eines Teils der in einem die Erfindung ausführenden Schrittmacher zu implementierenden Software ist;
9 ein schematisches Blockdiagramm eines die Erfindung ausführenden Defibrillators ist;
10 in präklinischen Versuchen mit Schweinen gewonnene Beispieldaten von einem ventrikulären Blutdrucksensor und einem Impedanzmessapparat gemäß der Erfindung zeigt;
11 einen Graphen zeigt, welcher in präklinischen Versuchen mit Schweinen nach der Verarbeitung von mit einem erfindungsgemäßen Messgerät erzeugten Impedanzergebnissen erzeugt wurde; und
12 von einem Patienten gewonnene Elektrokardiograph-, Vorhoferfassungs- und transvalvuläre Impedanzmesswerte zeigt.
In 1 ist ein Elektrokatheter gezeigt, welcher chirurgisch so platziert wurde, dass er sich durch den rechten Vorhof 11 über die Trikuspidalklappe 15 hinweg und in den rechten Ventrikel 13 des Herzens eines Patienten (nicht gezeigt) erstreckt, so dass mindestens eine Elektrode in dem Vorhof 11 liegt und mindestens eine Elektrode in dem Ventrikel 13 liegt. Der Einsetzungsvorgang ist wohlbekannt und wird nicht eingehender beschrieben. Die Ventrikelelektrode 23 ist geeignet neben der Wand des Ventrikels 13 angeordnet und kann durch die in 3 gezeigten Widerhaken 37 in dieser Position gehalten werden. Vorhofelektroden 19 und 21 sind in der Vorhofkavität 11 von der Vorhofwand entfernt angeordnet und behalten eine begrenzte Bewegungsfreiheit bei. Der Elektrokatheter 17 kann zu einem früheren Zeitpunkt beispielsweise zur Verwendung mit einem Schrittmacher oder Defibrillator eingepflanzt worden sein.
Sich durch den Elektrokatheter 17 erstreckende Verdrahtungen (nicht gezeigt) verbinden jede der Elektroden 19, 21, 23 mit entsprechenden elektrischen Anschlusspins (in 1 nicht gezeigt).
Eine Impedanzmessung über die Trikuspidalklappe 15 wird zwischen einer Vorhof- und einer Ventrikelelektrode vorgenommen, indem diese mit einem Impedanzmessgerät 3 verbunden werden, von dem unten Beispiele beschrieben werden. Eine von dem Impedanzmessgerät 3 gemessene Impedanz Z kann an ein Ausgabegerät 5, beispielsweise einen Kurvenschreiber, einen Bildschirm oder einen Computer zur weiteren Verarbeitung geliefert werden. Wahlweise oder zusätzlich kann die gemessene Impedanz Z an ein Regelungsgerät zur Regelung der Herztätigkeit geliefert werden.
2b zeigt in einem Graphen der Impedanz Z über der Zeit t die Ergebnisse einer in der oben beschriebenen Weise durchgeführten Impedanzmessung. Zum Vergleich zeigt 2a die „A"-Welle von einer gleichzeitigen Ausgabe eines Elektrokardiographen (EKG). Der Erfinder hat festgestellt, dass die gemessene Impedanz Z sich mit der Zeit in Reaktion auf die mechanische Tätigkeit des Herzens ändert, insbesondere in Reaktion auf die Öffnung und Schließung der Trikuspidalklappe, und dass die gemessene Impedanz und die Weise, in der sie sich mit der Zeit ändert, verwendet werden können, um Aspekte der Herztätigkeit zu überwachen oder zu regeln, wovon unten Beispiele beschrieben werden.
Wie in 2b gezeigt variiert die Impedanz zyklisch mit der Zeit, und der Erfinder hat festgestellt, dass die Periodendauer T_PERIODE von der Periodendauer des Herzens und somit von der Herzschlagfrequenz abhängt. T_PERIODE kann somit zur Überwachung oder Regelung der Herzschlagfrequenz genutzt werden.
Der Erfinder hat auch festgestellt, dass die maximale gemessene Impedanz Z_MAX anzeigt, dass die Trikuspidalklappe geschlossen ist, und dass die minimale gemessene Impedanz Z_MIN anzeigt, dass die Trikuspidalklappe offen ist. Die Zeit des Auftretens von Z_MAX und Z_MIN kann verwendet werden, um die Empfindlichkeit des Herzens gegenüber einem externen Reiz, zum Beispiel dem von einem Schrittmacher angewandten, zu bestimmen.
Der Erfinder hat außerdem festgestellt, dass die Zeit T₁ von einem Impedanzminimum Z_MIN bis zu dem darauffolgenden Impedanzmaximum Z_MAX der Zeit entspricht, die die Klappe zum Schließen benötigt, und der Kontraktionsgeschwindigkeit des Ventrikels 13 umgekehrt proportional ist. Die Kontraktionsgeschwindigkeit zeigt den Stoffwechselbedarf des Patienten an. Die Zeit T₁ kann daher genutzt werden, um einen Anhaltspunkt für den Stoffwechselbedarf des Patienten zu liefern, und kann beispielsweise genutzt werden, um die Frequenz eines extern angewandten Reizes, zum Beispiel von einem Schrittmacher, zu regeln, oder um die Reaktion des Herzens des Patienten auf physische Anstrengung zu Überwachen. Weitere Aspekte der Bedeutung der Zeitspanne T₁ werden unten in Bezug auf 10 besprochen.
Der Erfinder hat weiterhin festgestellt, dass die mittlere Änderungsrate dZ/dT der Impedanz in der Zeitspanne T₁, das heißt während des Schließens der Klappe, ein Maß für die Herzmuskelkontraktilität und somit für die physische Anstrengung des Patienten liefert.
Mit Bezug auf 3 bis 5 wird nun ein Beispiel für eine Weise, in welcher eine erfindungsgemäße Impedanzmessung vorgenommen werden kann, beschrieben.
3 zeigt im Detail ein Beispiel eines zur Verwendung mit einem Schrittmacher ausgelegten und zur Verwendung in einer Impedanzmessung geeigneten Elektrokatheters 17. Der Elektrokatheter 17 umfasst eine flexible, isolierende, im allgemeinen aus Silikon bestehende, röhrenförmige Manschette oder Gehäuse 32 mit einer Ventrikelelektrode 23 an einem Ende, neben welcher sich kleine Widerhaken 37 befinden. Entlang der Sonde sind eine distale Vorhofelektrode 21 und eine proximale Vorhofelektrode 19 im Abstand angeordnet. Das andere Ende der Sonde spaltet sich in zwei Abschnitte 40, 44 auf, die jeweils in einem elektrischen Anschlusspin 39, 41 enden.
Pin 39 weist einen elektrischen Anschluss auf, welcher über interne Verdrahtung 33 mit der Ventrikelelektrode 23 verbunden ist. Pin 41 weist zwei elektrische Anschlüsse auf, welche über interne Verdrahtungen 35, 37 mit den beiden Vorhofelektroden 19 bzw. 21 verbunden sind. Die beiden Pins, die normalerweise mit dem Schrittmacher verbunden wären, können mit dem Impedanzmessgerät 3 verbunden werden, damit eine Impedanzmessung zwischen einer der Vorhofelektroden 21, 19 und der Ventrikelelektrode 23 vorgenommen werden kann.
Das Gehäuse 32 des Elektrokatheters 17 ist typischerweise 68 cm (Zentimeter) lang und weist typischerweise einen maximalen Durchmesser von 3.5 mm (Millimetern) auf. Die Elektroden 23, 21, 19 sind typischerweise aus Platin-Iridium 90/10 hergestellt. Die Ventrikelelektrode 23 ist typischerweise halbkugelförmig und weist typischerweise einen maximalen Durchmesser von 2,6 mm, eine Oberfläche von 6,6 mm² und einen elektrischen Widerstand von 31 Ohm auf. Die Vorhofelektroden 19 und 21 sind zylindrisch, wobei ihre longitudinalen Achsen mit der des Gehäuses 32 übereinstimmen. Beide Elektroden weisen typischerweise eine Oberfläche von 15,8 mm² und einen elektrischen Widerstand von 61 Ohm auf. Der Abstand zwischen der Ventrikelelektrode 23 und der distalen Vorhofelektrode 21 beträgt typischerweise 13 cm, und der Abstand zwischen den beiden Vorhofelektroden beträgt typischerweise 3 cm, wobei auch Sonden mit einer Reihe weiterer Elektrodenabstände allgemein erhältlich sind.
Ein Elektrokatheter des in 3 gezeigten Typs ist im Detail in der italienischen Patentspezifikation IT 41548/86 beschrieben und ist gewerblich von Medico Spa unter der Artikelnummer MOD 830-S zu beziehen.
Mit Bezug auf 4 und 5 werden nun Beispiele des Impedanzmessgeräts 3 eingehender erklärt.
Wie in 4 gezeigt kann das Messgerät 3 einen Spannungsteiler oder eine Brückenschaltung und einen Signalgenerator 43 zum Anlegen einer Spannung V_IN über die Kombination einer Impedanz mit bekanntem Wert Z₁(45) und der zu messenden transvalvulären Impedanz Z₂(47) umfassen. Die Impedanz mit bekanntem Wert Z₁ wird vorzugsweise durch einen Widerstand mit bekanntem Wert und einen Kondensator mit bekanntem Wert bereitgestellt, die in Reihe geschaltet sind. Die Spannung V_OUT, die über die Trikuspidalklappe abfällt, wird dann durch ein geeignetes Gerät gemessen, wofür ein Beispiel unten beschrieben ist. Da V_IN und Z₁ bekannt sind und V_OUT gemessen wird, lässt sich Z₂ durch Anwendung der bekannten Formel berechnen:
5 ist ein schematisches Blockdiagramm eines Impedanzmessgeräts 3, in welchem die bekannte Impedanz Z₁ von 4 durch eine erste Schaltung 45 bereitgestellt wird, welches in Reihe geschaltet Widerstand 51 und Kondensator 52 umfasst. Der Ausgang des Signalgenerators 43 ist auch mit einer zweiten Schaltung 60 verbunden, welches in Reihe geschaltet Widerstand 53 und Kondensator 54 umfasst. Der Signalgeneratorausgang ist auf die Masse 73 bezogen. Die Widerstände 51 und 53 haben denselben Wert, ebenso die Kondensatoren 52, 54. Die erste Schaltung ist über Knotenpunkt 47a mit dem distalen Vorhofanschlusspin 59 verbunden und bildet so mit der zu messenden Impedanz Z₂ einen Spannungsteiler. Der Knotenpunkt 47a ist auch mit dem Eingang eines Verstärkers 63 verbunden. Die zweite Schaltung ist mit dem proximalen Vorhofanschlusspin 57 verbunden. Die erste und zweite Schaltung 45 und 60 sind über Knotenpunkte 47b und 60a mit jeweiligen Eingängen eines Differenzialverstärkers 55 verbunden, dessen Ausgang einen Vorhoferfassungsausgang 56 liefert. Der Ausgang des Verstärkers 63 ist mit dem Eingang eines Filters 65 verbunden, dessen Ausgang wiederum mit dem Eingang eines Synchrondetektors 67 verbunden ist. Der Synchrondetektor 67 wird durch den über die Leitung 43a geleiteten Ausgang des Signalgenerators 43 synchronisiert. Der Ausgang des Synchrondetektors 67 ist mit dem Eingang einer Verstärker/Filter-Kombination 69 verbunden, deren Ausgang wiederum an Ausgang 71 anliegt. Ventrikelanschlusspin 61 ist mit der Masse 73 verbunden.
Bei Verwendung des in 5 gezeigten Impedanzmessgeräts 3 zur Messung einer transvalvulären Impedanz werden Anschlusspins 57, 59, 61 mit dem proximalen und distalen Vorhofanschlusspin 41 beziehungsweise dem Ventrikelanschlusspin 39 des in 3 gezeigten Elektrokatheters 17 verbunden.
Der Signalgenerator 43 erzeugt eine Rechteckwelle mit der Frequenz 4 KHz und der Amplitude 3 Volt. Der Signalgenerator ist so angeordnet, dass seine Ausgangsspannung zwischen 0 (Erd-/Massepotenzial 73) und 3 Volt variiert.
Für den Durchschnittsfachmann ist ersichtlich, dass zur Messung des Blindanteils der Impedanz ein Wechselsignal erforderlich ist. Tatsächlich ist die zu messende Impedanz Z₂ größtenteils ohmscher Natur. Weitere Vorteile der Verwendung eines Wechselsignals liegen jedoch darin, dass davon ausgegangen wird, dass ein solches Signal weniger störend in die elektrische Aktivität des Herzens eingreift. Ferner ist, wenn das Impedanzmessgerät dazu ausgelegt ist, tragbar oder implantierbar zu sein, die Lebensdauer der Spannungsversorgung von Belang, und ein Wechselsignal oder gepulstes Signal kann so erzeugt werden, dass es weniger Leistung verbraucht. Der Signalgenerator 43 kann ein von einem Oszillator getriebener gewerblich erhältlicher Zähler sein, doch es kann auch jedes andere bekannte geeignete Signalerzeugungsmittel verwendet werden.
Die zu messende Impedanz (Z₂) liegt typischerweise zwischen 100 und 1000 Ohm. Der Stromfluss über die Herzklappe sollte daher vorzugsweise im Bereich zwischen 1 und 10 μA (Mikroampere) liegen, da es aus ähnlichen wie den oben für die Verwendung einer Wechselspannung oder gepulsten Spannung angeführten Gründen notwendig ist, den Stromfluss durch das Herz möglichst gering zu halten. Dies lässt sich erreichen, indem der Wert des Widerstands 51 zwischen 10 und 1000 KΩ (Kilo-Ohm) gewählt wird, vorzugsweise 330 KΩ, und der Wert des Kondensators 52 zwischen 10 und 50 nF (nano-Farad), vorzugsweise 22 nF.
In dem oben beschriebenen Beispiel wird die Impedanz Z₂ gemessen, indem die Potenzialdifferenz zwischen der Ventrikelelektrode 23 und der distalen und nicht der proximalen Vorhofelektrode bestimmt wird. Der Grund dafür ist, dass der Erfinder festgestellt hat, dass die Impedanzmessung zwischen der distalen Vorhofelektrode 21 und der Ventrikelelektrode 23 empfindlicher auf die mechanische Tätigkeit des Herzens reagiert und proportional eine größere Variation in der Impendanz zeigt, als sie unter Verwendung der proximalen Vorhofelektrode 19 auftreten würde, weil die distale Vorhofelektrode 21 der Ventrikelelektrode 23 näher ist.
Durch Verbinden des Ausgangs des Signalgenerators 43 mit den beiden Impedanzschaltungen 45 (51, 52) und 60 (53, 54) und Treiben des Vorhoferfassungsausgangs 56 von dem Differenzialverstärker 55 kann die elektrische Aktivität des Sinusknotens sogar detektiert werden, wenn von dem Signalgenerator 43 ein Signal geliefert wird, weil die angelegte Impedanzmessspannung durch Verbinden der beiden Vorhoferfassungselektroden mit dem Differenzialverstärker 55 beseitigt wird.
Der Spannungspegel an dem distalen Vorhofelektrodenpin 59 wird anschließend von dem Verstärker 63 verstärkt und von der Filterschaltung 65 gefiltert. Der Verstärker hat typischerweise einen Verstärkungsfaktor zwischen 50 und 200, vorzugsweise 100. Typischerweise umfasst die Filterschaltung ein Kerbfilter zur Unterdrückung der Netzfrequenz (50 oder 60 Hz (Hertz)) sowie ein Tiefpassfilter zur Unterdrückung von Frequenzen oberhalb von 100Hz, wobei die Frequenzen der Signale, die von Interesse sind, wesentlich tiefer liegen. Auf diese Weise lässt sich das bei der Impedanzmessung erzeugte Rauschen verringern.
Das Ausgangssignal des Verstärkers 63 wird anschließend an einen Synchrondetektor 67 weitergegeben. Offensichtlich wird nur dann eine sinnvolle Ausgabe erzeugt, wenn das von dem Signalgenerator 43 erzeugte Signal stabil und von Null verschieden ist. Bei Anliegen eines positiven Steuersignals, in diesem Fall des auf Leitung 43a gelieferten Ausgangs des Signalgenerators, reicht der Synchrondetektor das an seinen Eingang angelegte Signal an seinen Ausgang durch. Wird auf Leitung 43a kein Signal von dem Signalgenerator 43 geliefert, so wird der Ausgang des Synchrondetektors auf seinem vorherigen Wert gehalten. Der Synchrondetektor kann beispielsweise als Standard-CMOS 4066 ausgeführt sein, doch jeder geeignete Schalter oder jede geeignete Abtast-Halte-Schaltung kann verwendet werden. Vorzugsweise wird der Synchrondetektor zusammen mit anderen Komponenten in einem eigens angefertigten integrierten Schaltkreis zusammengefasst. Anschließend wird das Signal durch den Verstärker/Filter 69 weiter verstärkt und gefiltert, um den für Aufnahme, Darstellung und Regelung geeigneten Ausgang 71 bereitzustellen. Der Ausgang 71 kann beispielsweise an ein herkömmliches Aufnahmemittel geleitet werden, beispielsweise einen Kurvenschreiber (nicht gezeigt), welcher einen dem in 2b gezeigten Graphen ähnlichen Graphen erzeugt.
Der Apparat kann selbstverständlich von einem Techniker zur Gewinnung von Daten zur anschließenden Verwendung und Interpretation durch eine medizinisch qualifizierte Person betrieben werden.
Selbstverständlich können der Vorhoferfassungsausgang 56 und somit die zweite Schaltung 60 und zugehörige Schaltkreise weggelassen werden, wenn es nicht erforderlich ist, natürliche elektrische Aktivität des Vorhofs zu erfassen.
6 zeigt schematisch einen die Erfindung ausführenden und auf der Grundlage der transvalvulären Impedanz des Herzens geregelten frequenzadaptiven Schrittmacher.
In 6 sind Elementen der ersten Ausführung entsprechende Bezugszeichen bis auf eine vorangestellte Ziffer ,1' beibehalten worden.
Signalgenerator 143, erste Impedanzschaltung 145, zweite Impedanzschaltung 160, Verstärker 163, Filter 165, Synchrondetektor 167, Differenzialverstärker 155, Verstärker/Filter 169 und Anschlusspins 157, 159 und 161 sind dieselben wie die in dem Beispiel von 5 verwendeten und werden nicht weiter beschrieben.
In dieser Ausführung wird der Ausgang 171 des Verstärkers/Filters 169 über einen Analog/Digital-Wandler 175 an einen Mikroprozessor 183 geleitet, welcher Regelsignale für einen frequenzadaptiven Schrittmacherschaltkreis 181 liefert.
Der Signalgenerator 143 wird vorzugsweise mir einer Rechteckwelle mit niedriger relativer Einschaltdauer gepulst, so dass die Wechselspannungswellenform nur periodisch erzeugt wird; beispielsweise kann eine einzelne Periode einer 4KHz-Rechteckwelle einmal alle 25 ms (Millisekunden) erzeugt werden. Auf diese Weise lässt sich der Energieverbrauch um einen Faktor 100 reduzieren.
Ein durch die Vorhofelektroden vom Sinusknoten erfasstes Signal wird von dem Differenzialverstärker 155 als Vorhoferfassungssignal herkömmlichen Stils an den Schrittmacherschaltkreis 181 geleitet, damit die Stimulation des Ventrikels geregelt werden kann. Herkömmliche Schaltungen innerhalb des Schrittmacherschaltkreises 181 bestimmen, ob das besagte Vorhofsignal ausreicht, um die Stimulation zu regeln, obwohl diese Entscheidung wahlweise auch von dem Mikroprozessor 183 getroffen werden kann. Reicht das von den Vorhofelektroden erfasste natürliche Signal nicht aus, um die Stimulation zu regeln, so bestimmt der Mikroprozessor 183 die Schrittmacherfrequenz, mit welcher der Schrittmacherschaltkreis operieren soll, aus dem von dem Analog/Digital-Wandler 175 bereitgestellten digitalen Signal. Der Mikroprozessor bestimmt vorzugsweise eine geeignete Schrittmacherfunktion unter Verwendung folgender Gleichung: Schrittmachertrequenz = R0 + K1 (TPERIODE/T1) + K2 (dZ/dT)wobei R₀, K₁ und K₂ in die Logikschaltkreise des Schrittmachers einzuprogrammierende, von individuellen Patientenbedürfnissen abhängige Konstanten sind und wobei T_PERIODE, T₁ und dZ/dT wie zuvor definiert sind und durch den Mikroprozessor 183 aus dem Impedanzmesssignal abgeleitet werden.
Ein Durchschnittsfachmann wird selbstverständlich erkennen, dass ein komplexerer Algorithmus verwendet werden könnte, um Nichtlinearitäten zu berücksichtigen. Wahlweise könnte die Regelung mittels einer Tabelle in dem Mikroprozessor durchgeführt werden.
Im allgemeinen wird die Verbindung zu der Ventrikelelektrode dergestalt sein, dass der Schrittmacherschaltkreis 181 den Ventrikel nicht stimuliert, wenn eine natürliche Ventrikelstimulation detektiert wird. Dies erfordert, dass der Schrittmacherschaltkreis 181 in der Lage ist, eine von der Ventrikelelektrode erfasste natürliche Ventrikelstimulation zu detektieren. Um eine Störung des natürlichen ventrikulären erfassten Signals durch das Signal von dem Signalgenerator 43 zu vermeiden, kann der Schrittmacherschaltkreis mit geeigneten Filterungsmitteln ausgestattet werden oder Schwellenwertdetektion verwenden, da die Signalamplituden von verschiedener Größenordnung sein sollten. Vorzugsweise wird jedoch der Mikroprozessor 183 dazu programmiert, die Erfassung der natürlichen Ventrikelstimulation während der Durchführung einer Impedanzmessung auszusetzen.
Der oben beschriebene Schrittmacher ist ein sogenannter VDD-Schrittmacher, in welchem jegliche natürliche elektrische Aktivität sowohl im Vorhof als auch im Ventrikel erfasst wird aber nur der Ventrikel stimuliert wird. Die vorliegende Erfindung könnte jedoch auch auf Schrittmacher angewandt werden, in denen sowohl der Vorhof als auch der Ventrikel stimuliert werden, also sogenannte DDD-Schrittmacher, welche im allgemeinen die Verwendung zweier Elektrokatheter erfordern, wobei der erste zwei Elektroden im Vorhof und der zweite zwei Elektroden im Ventrikel aufweist. In einem solchen Fall wird die Impedanzmessung vorzugsweise zwischen den losen Vorhof- und Ventrikelelektroden vorgenommen (und nicht zwischen den festen, zum Anlegen von Stimulationssignalen an das Herz verwendeten Elektroden), weil das Wachstum von Narbengewebe um die feste Elektrode dazu führt, dass sie nicht mehr in direktem Kontakt mit dem Blut des Herzens stehen und somit ein weniger genaues Mittel zur Messung der Impedanz über die Trikuspidalklappe wären. Aus den oben angegebenen Gründen ist es auch vorzuziehen, die Messung der Impedanz zwischen den der Trikuspidalklappe am nächsten gelegenen Vorhof- und Ventrikelelektroden vorzunehmen.
Selbstverständlich kann in dem Fall, in dem zwei Elektroden im Ventrikel vorgesehen sind, der Ausgang der beiden Ventrikelelektroden an einen Differenzialverstärker geliefert werden, um das Impedanzmesssignal in ähnlicher Weise wie oben für das Vorhoferfassungssignal beschrieben zu beseitigen.
Die Impedanzmessung kann auch verwendet werden, um eine Reihe weiterer (optionaler) Funktionen in einem Schrittmacher zu regeln, vorzugsweise unter Mikroprozessorsteuerung, da eine Messung der Impedanz über die Trikuspidalklappe eine einfache Detektion des mechanischen Zustands des Herzens erlaubt.
Beispielsweise können die Ergebnisse einer Impedanzmessung verwendet werden, um das Umschalten zwischen vom Sinusknoten ausgelöster und fester (oder frequenzadaptiver) Stimulation in einem Patienten mit einem Schrittmacher des in 6 gezeigten Typs zu regeln.
Die maximalen (Z_MAX) und minimalen (Z_MIN) typischen Impedanzwerte über die Trikuspidalklappe des Patienten werden zuerst gemessen, um Referenzwerte zu gewinnen, wobei die maximale Impedanz Z_MAX anzeigt, dass die Trikuspidalklappe geschlossen ist, und die minimale Impedanz Z_MIN anzeigt, dass die Trikuspidalklappe offen ist. Anschließend wird ein zulässiger Bereich (Z_MAX ± ΔZ_MAX, Z_MIN ± ΔZ_MIN) bestimmt. Diese Schritte können beim Einpflanzen des Schrittmachers oder möglicherweise nach dem Einpflanzen telemetrisch durchgeführt werden. Der Patient kann gebeten werden, bestimmte Handlungen auszuführen (z.B. tiefes Einatmen), um bei dieser Bestimmung zu helfen. Es mag vorzuziehen sein, diese Messungen einige Monate nach dem Einpflanzen des Schrittmachers vorzunehmen (oder zu bestätigen), da um die in Kontakt mit der Wand befindlichen Elektroden herum Narbengewebe wachsen kann, welches die Impedanz verändert. Diese Referenzwerte und Bereiche werde in dem Mikroprozessorspeicher gespeichert.
7 zeigt ein Flussdiagramm, welches die Funktionsweise des Mikroprozessors 183 beim Setzen von den Zustand der beiden Kammern der rechten Seite des Herzens anzeigenden Flags veranschaulicht.
Der Vorgang wird in Schritt S200 durch einen Mikroprozessorinterrupt initiiert, wobei der Interrupt periodisch mit einer in Bezug auf den Signalgenerator 143 und damit in Bezug auf das Impedanzmessintervall bestimmten Periode bereitgestellt wird. In Schritt S201 liest der Mikroprozessor dann das Signal von dem Analog/Digital-Wandler 175. In Schritt S203 beurteilt der Mikroprozessor, ob der Eingabewert in den Bereich Z_MAX ± ΔZ_MAX fällt. Ist dies der Fall, so stellt der Mikroprozessor fest, dass die Trikuspidalklappe geschlossen ist und dass Ventrikelkontraktion besteht, und setzt daher in Schritt S219 ein Ventrikelsystolenflag VSF. Liegt der Impedanzmesswert nicht in diesem Bereich, so löscht der Mikroprozessor VSF in Schritt S205 und stellt dann fest, ob die gemessene Impedanz in dem Bereich Z_MIN ± ΔZ_MIN liegt. Ist dies der Fall, so stellt der Mikroprozessor fest, dass die Trikuspidalklappe offen ist und dass somit die Ventrikelfüllphase und Vorhofkontraktion im Gange sind, und setzt daher ein Vorhofsystolenflag ASF (Schritt S221). Liegt der Impedanzmesswert nicht in obigem Bereich, so wird ASF in Schritt S209 gelöscht. In jedem Fall wird das Programm anschließend beendet, das heißt es kehrt aus dem Interrupt zurück. Der Durchschnittsfachmann wird erkennen, dass die Initiierung des obigen Programms nicht auf der Grundlage eines zeitlich periodischen Interrupts vonstatten gehen muss, sondern beispielsweise von einer Betriebsbereitschaftsanzeige des Analog/Digital-Wandlers 175 ausgelöst werden könnte.
Die beiden Flags VSF und ASF können von dem Mikroprozessor 183 zur Umschaltung des Modus des Schrittmacherschaltkreises 181 verwendet werden, das heißt zur Regelung der Umschaltung zwischen einem Modus, in dem die Stimulation durch im Sinusknoten detektierte Aktivität ausgelöst wird, und einem Modus, in dem frequenzadaptive, vom Schrittmacher gesteuerte Stimulation erfolgen muss, weil solche Aktivität unzureichend, inaktiv oder falsch ist.
8 zeigt ein Beispiel eines Algorithmus zur Modusumschaltung. Die Stimulation erfolgt anfänglich wie oben beschrieben im VDD-Modus (Schritt S220). In Schritt S221 wird ein interner Mikroprozessorzeitgeber gestartet. Anschließend wird in Schritt S223 der Status des von der Routine in 7 kontrollierten internen Flags ASF geprüft. Ist dieses Flag gesetzt, so zeigt dies an, dass eine Vorhofsystole aufgetreten ist, und der Mikroprozessor kehrt zu Schritt S221 zurück. Ist ASF nicht gesetzt, so bestimmt der Mikroprozessor in Schritt S225, ob die Zeitdauer, in welcher das Flag nicht gesetzt worden ist, seit ASF zum letzten Mal gesetzt worden war, eine kritische Zeit T_kritisch überschreitet. Ist T_kritisch nicht überschritten worden, so kehrt das Programm zu Schritt S223 zurück, das heißt, es prüft weiterhin, ob ASF gesetzt ist. Wurde die kritische Zeit überschritten, ohne dass ASF detektiert worden wäre, so zeigt dies an, dass Vorhofstillstand oder Flimmern eingetreten ist, und in diesem Fall veranlasst der Mikroprozessor den Schrittmacherschaltkreis in Schritt S227, in den frequenzadaptiven Stimulationsmodus umzuschalten. Dieser Stimulationstyp wird herkömmlicherweise mit VVI_IT bezeichnet, das heißt die Ventrikelstimulation wird frequenzadaptiv durchgeführt, wird jedoch inhibiert, wenn ein natürliches Ventrikelsignal erfasst wird.
Ist einmal frequenzadaptive Stimulation gewählt worden, so kann es wünschenswert sein, periodisch zu überprüfen, ob solche Stimulation noch notwendig ist. Diese Überprüfung kann durchgeführt werden, indem, nach einer Zeitverzögerung in Schritt S229, in Schritt 231 vorübergehend in VDD-Betrieb umgeschaltet wird und durch Wiederholen der Schritte S221 bis S225 überprüft wird, ob innerhalb der Zeit t_kritisch ein ASF gesetzt wird. Es ist ersichtlich, dass die Zeitverzögerung bei S229 größer als eine Anzahl Herzschlagperioden sein sollte und je nach der Neigung des Patienten, frequenzadaptive Stimulation zu benötigen, angepasst werden kann.
Für den Durchschnittsfachmann ist ersichtlich, dass in dem zweiten oben beschriebenen Modus der Schrittmacher nicht frequenzadaptiv sein muss, sondern mit einer festen Frequenz stimulieren könnte (herkömmlicherweise mit VVI bezeichnet, das heißt durch Ventrikelerfassung inhibierte Ventrikelstimulation mit einer festen Frequenz).
Es ist ferner ersichtlich, daß das Umschalten zwischen jedweden Stimulationsmodi mit natürlicher Frequenz und mit künstlicher Frequenz durch geeignete Modifikation der oben beschriebenen Anordnung durchgeführt werden könnte. Insbesondere könnte von DDD-Stimulation umgeschaltet werden auf DDI, das heißt durch Vorhoferfassung inhibierte Vorhofstimulation, synchronisierte, durch Ventrikelerfassung inhibierte Ventrikelstimulation mit einer Basisfrequenz oder frequenzadaptives DDI (DDI_IT).
Als weitere Möglichkeit kann zur Verlängerung der Batterielebensdauer und somit der Zeit zwischen Auswechslungen des eingepflanzten Gerätes die Intensität des von dem Schrittmacher bereitgestellten Reizes automatisch unter Verwendung der gemessenen Impedanz auf das Minimum reduziert werden, das (innerhalb einer geeigneten Sicherheitsspanne) zum Hervorrufen von Stimulation notwendig ist. Dies lässt sich erreichen unter Verwendung eines Apparats, der aus einem VDD-Schrittmachersystem besteht, welches das Impedanzmessgerät aus 6 umfasst sowie den Elektrokatheter aus 3, außer dass der Schrittmacherschaltkreis 181 so ausgelegt werden sollte, dass die Stimulationsspannung (im folgenden als Stimulationsintensität bezeichnet) unter der Steuerung des Mikroprozessors 181 angepasst werden kann. Die in 7 gezeigte interruptgesteuerte Routine kann wiederum zur Bereitstellung von Flags VSF und ASF verwendet werden, obwohl nur das Flag VSF bereitgestellt werden muss.
Wird in diesem Fall innerhalb einer (programmierbaren) Zeitspanne nach einem Versuch, den Ventrikel künstlich zu stimulieren, ein entsprechendes VSF detektiert, so zeigt dies an, dass der angewandte Reiz (mindestens) ausreichend ist. Der Mikroprozessor kann so programmiert werden, dass er dann die Reizspannung auf ein Niveau senkt, bei dem, innerhalb einer geeigneten Sicherheitsspanne, die Reizspannung gerade ausreicht, um das Herz zu stimulieren. Es ist ersichtlich, dass das Ausbleiben eines entsprechenden VSF nach der versuchten Ventrikelstimulation anzeigt, dass die Stimulationsintensität zu niedrig ist. Der Mikroprozessor 183 kann daher anweisen, dass die Kammer bei einer höheren Intensität erneut stimuliert wird und dass außerdem die Reizintensität nach oben angepasst wird. Eine solche Anpassung der Reizintensität ist nicht auf VDD-Stimulation beschränkt, sondern könnte auch in anderen Stimulationsmodi wie z.B. DDD-Stimulation verwendet werden. In einem solchen Fall kann die Intensität der Vorhofstimulation ähnlich unter Mikroprozessorsteuerung angepasst werden.
9 zeigt einen für einen implantierbaren Defibrillator geeigneten Apparat. Elemente, die der Ausführung in 6 entsprechen, tragen dieselben Bezugszeichen wie diese Ausführung, außer dass ihnen die Ziffer „3" anstatt der Ziffer „1" vorangestellt ist.
In diesem Beispiel wird eine (allgemein erhältliche) implantierbare Defibrillatorsonde anstatt der Stimulationssonde 17 verwendet. Diese Sonde weist nur zwei Elektroden auf, die eine im Vorhof angeordnet und die andere im Ventrikel. Diese Elektroden sind erheblich größer als die einer Schrittmachersonde, da der Zweck eines Defibrillators darin besteht, eine proportional sehr große elektrische Spannung an das Herz abzugeben, um es aus einem Flimmerzustand heraus wieder in Gang zu bringen.
Signalgenerator 343, Schaltung 345, Verstärker 363, Filter 365, Synchrondetektor 367, Verstärker/Filter 369, Analog/Digital-Wandler 375, Mikroprozessor 383 und Ventrikelanschlusspin 361 sind dieselben wie die in 6 gezeigten. Es ist jedoch nur ein einziger Vorhofanschluss 393 erforderlich, so dass die zweite Impedanzschaltung 160 fehlt.
Der Defibrillatorschaltkreis 390 ersetzt effektiv den Schrittmacherschaltkreis 181. Der Defibrillatorschaltkreis unterliegt der Steuerung des Mikroprozessors 383.
In dieser Ausführung wird wieder die interruptgesteuerte Routine aus 7 verwendet, außer dass der Mikroprozessor nur das Flag VSF überwacht und somit die Teile der Routine fehlen, die sich auf das Setzen und Löschen von ASF beziehen. Wird das VSF-Flag für eine vorbestimmte Zeitdauer, typischerweise 5 Sekunden, welche beim Einpflanzen des Defibrillators gesetzt wird, nicht gesetzt, so wird Ventrikelstillstand oder Flimmern angezeigt. Im Falle von Ventrikelstillstand oder Flimmern wird der Defibrillator ausgelöst.
Für den Durchschnittsfachmann ist ersichtlich, dass die Bereitstellung eines Parameters, der den mechanischen Zustand des Herzens anzeigt, eine breite Anzahl von Anwendungen in implantierbaren Geräten erlaubt und dass es ein Leichtes wäre, solche herkömmlichen Geräte zur Verwendung eines solchen Parameters anzupassen. Zusätzliche Mittel könnten in einem solchen Gerät angeordnet werden, um es zu ermöglichen, die Information extern auszulesen (z.B. durch telemetrische Verbindung), ohne dass das implantierbare Gerät herausgenommen werden muss.
Eine in der oben mit Bezug beispielsweise auf 1 beschriebenen Weise durchgeführte Impedanzmessung kann auch verwendet werden, um die Tätigkeit des Herzens eines Menschen oder eines Tieres zu überwachen, um das Sammeln von Informationen über die mechanische Tätigkeit des Herzens zu ermöglichen, die dann in Tests und Diagnoseverfahren verwendet werden können, um festzustellen, ob das Herz richtig funktioniert.
10 und 11 zeigen Ergebnisse, die in präklinischen Experimenten gewonnen wurden, unter Verwendung einer Ausführung der Erfindung ähnlich der in 5 gezeigten, angeschlossen an einen Kurvenschreiber.
In diesen Experimenten wurde Schweinen, die zwischen 20 und 40 Kilogramm wogen, ein Katheter eingepflanzt. Diese Schweine waren unter Vollnarkose mittels NA-Pentobarbital sowie unter künstlicher Beatmung. Eine an die Größe des Tiers angepasste Kathetersonde mit einmaligem Durchgang vom Typ 830-S (Vorhofelektrodenabstand 15mm, Vorhof-Ventrikel-Elektrodenabstand 50-60mm) wurde unter fluoroskopischer Steuerung durch die Jugularvene in die rechtsseitigen Kammern des Herzens eingeführt. Zusätzlich wurden der Druck im rechten Ventrikel und der Druck in der Aorta gleichzeitig mittels eines Druckfühlers wie z.B. des Mikrospitzen-Druckfühlers von Millar gemessen. Das Ausgangssignal der Ausführung zusammen mit einem externen Elektrokardiographen wurden mit Hilfe eines Kurvenschreibers wie z.B. des 6-Kanal-Polygraphen von Gould auf Papier und zusätzlich auf ein Speichermedium aufgezeichnet, um nachfolgende Digitalisierung und Analyse zu ermöglichen.
10 zeigt ein Musterbeispiel der Änderung im transvalvulären Impedanzsignal (TV₁) (untere Aufzeichnung) gegen die Zeit (t), abgeleitet durch ein erfindungsgemäßes Messgerät in Schweinen während eines Ruhe-Sinusrhythmus. Die obere Aufzeichnung zeigt den Ventrikeldruck (P_V) auf derselben Achse. Einige Ereignisse während der Periode sind mit Bezugspfeilen markiert. In einer typischen Periode zeigt sich das EKG-detektierte A-Wellensignal, welches einer Vorhofkontraktion entspricht, in dem Impedanzmesssignal durch einen geringfügigen Anstieg in der transvalvulären Impedanz, welchen der Erfinder einer Verringerung des Blutvolumens im unteren Teil des Vorhofs zuschreibt. Im Anschluss sinkt die transvalvuläre Impedanz bis zum Zeitpunkt der EKG-detektierten R-Welle, welcher dem Zeitpunkt der Ventrikelfüllung entspricht. Das gekennzeichnete Ereignis E₁ entspricht einem anfänglichen schnellen Anstieg in der transvalvulären Impedanz, gefolgt von dem gekennzeichneten Ereignis E₂, welches einem langsameren Anstieg in der transvalvulären Impedanz entspricht. Diese Anstiege in der transvalvulären Impedanz werden einer Ventrikelsystole zugeschrieben. Der langsamere Anstieg der transvalvulären Impedanz wird beendet, wenn der maximale Druck in der Aorta erreicht ist, zur selben Zeit, zu der das Oberflächen-EKG die T-Welle detektiert. Daraufhin fällt der Ventrikeldruck während der Ventrikelentspannung und erreicht während der schnellen Ventrikelfüllung ein Minimum. (Zu diesem Zeitpunkt wird die A-Welle detektiert.) So zeigt sich, dass eine starke Korrelation zwischen durch die transvalvuläre Impedanzmessung detektierbaren Ereignissen und den von dem Oberflächen-EKG angezeigten Ereignissen besteht.
11 ist ein Graph, der die Anstiegszeit der transvalvulären Impedanz (von Minimum zu Maximum) (T₁) als Prozentsatz des mittleren Basiswerts gegen die Herzfrequenz als Prozentsatz einer Basisherzfrequenz (im Ruhezustand) darstellt. Die Ergebnisse vereinen zwei aufeinanderfolgende Versuche, in denen die Herzfrequenz der Schweine durch Verabreichung von Adrenalin mit einer Dosis von 1,25 Mikrogramm/Kilogramm bzw. 2,5 Mikrogramm/Kilogramm erhöht wurde. Aus dem Graphen ist ersichtlich, dass eine sehr hohe Korrelation zwischen diesen beiden Größen beobachtet wurde, so dass die Zeitdauer T₁ für einen menschlichen Patienten einen guten Anhaltspunkt liefern sollte für die erforderliche Herzfrequenz und damit für die Frequenz, mit der ein frequenzadaptiver Schrittmacher betrieben werden sollte.
12 zeigt die Ergebnisse eines klinischen Versuchs, in dem ein die vorliegende Erfindung ausführender Apparat verwendet wurde, um die transvalvuläre Impedanz zu überwachen. Dem Patienten war zuvor ein herkömmlicher VDD-Schrittmacher eingesetzt worden, und das Gerät zur Messung der transvalvulären Impedanz wurde so angebracht, dass es denselben Katheter verwendete. Die Ergebnisse wurden für einen Patienten aufgezeichnet, dessen Schrittmacher wegen physiologischer Batterieentleerung ersetzt wurde. Während dieser Operation wurde dem Patienten eine weitere Stimulationssonde eingesetzt, deren Elektrode im Bereich des Septum angeordnet wurde. Drei Sätze von Aufzeichnungen sind in der Abbildung gezeigt. Die obere Aufzeichnung ist ein herkömmliches Oberflächen-EKG und besteht ihrerseits aus drei verschiedenen Aufzeichnungen I, II und III. Die mittlere Aufzeichnung in der Abbildung zeigt die Änderung mit der Zeit (t) des von einem die Erfindung ausführenden Apparat erzeugten transvalvulären Impedanzmesswerts TVI. Die untere Aufzeichnung zeigt die Änderung mit der Zeit (t) des Ausgangs AS der Vorhoferfassungselektrode des Katheters, wobei eine einzige Vorhofelektrodensonde in diesem Patienten eingesetzt war.
Zur Zeit a wird das natürliche Vorhofstimulationssignal AS_a erzeugt. Der diesem Patienten eingesetzte Schrittmacher wird daraufhin einen Ventrikelreiz erzeugen, und dieser wird wie bei AS_b gezeigt von der Vorhoferfassungselektrode detektiert (Zeitereignis b). Im Anschluss daran zeigt sich (Ereignis c), dass eine Ventrikelsystole erfolgreich stimuliert wird, und dies wird sowohl durch das Oberflächen-EKG als Ausschlag VSc als auch durch einen Anstieg in dem transvalvulären Impedanzmesswert detektiert.
Die Ereignisse d, e und f in der darauffolgenden Herzperiode entsprechen den Ereignissen a, b und c. In der nächsten Herzperiode findet jedoch, obwohl es einen detektierten Vorhofreiz AS_g (Ereignis g) gibt und obwohl der Schrittmacher einen als AS_h (Ereignis h) detektierten Ventrikelreiz erzeugt, keine Ventrikelsystole statt, und es gibt keinen Ausschlag oder Tiefpunkt in der EKG-Aufzeichnung III, der VS_c oder VS_e entspricht. Ebenso findet der erwartete Anstieg in der transvalvulären Impedanz TVI nicht statt. In diesem Fall wurde, da keine Ventrikelsystole stattfand, beim Zeitereignis i ein zusätzlicher Reiz an die im Bereich des Septums eingeführte Elektrode angelegt. Dieser Effektreiz zeigt sich in dem Diagramm durch einen kleinen Ausschlag in der transvalvulären Impedanz und eine sehr geringe Änderung AS_i im Vorhoferfassungsausgang (Ereignis i). Diese zusätzliche Elektrode löst erfolgreich eine Ventrikelsystole (Ereignis j) aus, und dies wird sowohl von dem EKG bei VS_j als auch durch einen Anstieg im transvalvulären Impedanzmesswert detektiert. Anschließend kehrt die Herzperiode wie durch die Ereignisse k, l und m gezeigt zur Normalität zurück.
Es zeigt sich also, dass die Messung transvalvulärer Impedanz erfolgreich darin ist, zu detektieren, wenn eine Stimulation nicht darin erfolgreich war, eine Ventrikelsystole zu verursachen. Diese Messung kann daher nutzbringend in einem herkömmlichen Schrittmacher verwendet werden, um einen weiteren (vorzugsweise stärkeren) elektrischen Reiz auf den Ventrikel anzuwenden.
Die transvalvuläre Impedanz liefert mithin einen nützlichen Anhaltspunkt für den mechanischen Zustand des Herzens, der eine Anzahl von Anwendungen in Schrittmachern und implantierbaren Defibrillatoren hat. Die genaue Verwendung der Messung bei einem bestimmten Patienten hängt von dem Typ des Schrittmachers oder Defibrillators sowie von den jeweiligen Herzdefekten, an denen der Patient leidet, ab. Ein einziges Gerät könnte eingepflanzt und abhängig von den Bedürfnissen des Patienten verschieden programmiert werden. Zur Regelung eines mikroprozessorgesteuerten Schrittmachers geeignete Anweisungen können beispielsweise auf Wechselspeichermedien gespeichert werden, die dann auf ein dem implantierbaren Gerät internes Speichermedium übertragen werden könnten. Eine solche Übetragung könnte in drahtloser Form erfolgen, wodurch die Notwendigkeit der Durchführung einer Operation zur Entfernung oder Freilegung des implantierbaren Geräts entfallen würde.
Andere Variationen und Modifikationen sind für den Durchschnittsfachmann ersichtlich.

Claims

Apparat zur Bereitstellung eines Signals, welches eine mechanische Funktion eines Herzens anzeigt, wobei der Apparat umfasst: eine Katheteranordnung mit einer Vorhofelektrode (19, 21), welche zur Platzierung in einem Vorhof einer Seite des Herzens angeordnet ist, einer Ventrikelelektrode (23), welche zur Platzierung in einem Ventrikel besagter einer Seite des Herzens angeordnet ist, sowie Mitteln (37) zur Befestigung des die Ventrikelelektrode tragenden Teils der Katheteranordnung an einer Wand des Ventrikels, wobei die Katheteranordnung dergestalt ist, dass, wenn besagter Teil der Katheteranordnung an der Wand des Ventrikels befestigt ist, die Ventrikelelektrode (23) sich innerhalb des Ventrikels befindet und die Vorhofelektrode (19,21) sich innerhalb des Vorhofs und entfernt von der Vorhofwand befindet; Mittel (3) zur Erfassung einer Impedanz zwischen der Vorhofelektrode und der Ventrikelelektrode; sowie Mittel (3) zur Ableitung eines Messwerts der Impedanz über die Klappe zwischen dem Vorhof und dem Ventrikel des Herzens aus besagter erfasster Impedanz.
Apparat nach Anspruch 1, wobei besagte Katheteranordnung umfasst: einen ersten Elektrokatheter (17) zum Einsetzen in den Vorhof einer Seite des Herzens, wobei der Elektrokatheter eine, zwei oder mehrere Elektroden umfasst; sowie einen zweiten Elektrokatheter (17) zum Einsetzen in den Ventrikel besagter einer Seite des Herzens, wobei der Elektrokatheter eine, zwei oder mehrere Elektroden umfasst.
Apparat nach Anspruch 1, wobei besagte Katheteranordnung umfasst: einen Elektrokatheter (17) zum Einsetzen in das Herz, wobei der Elektrokatheter mindestens eine Vorhofelektrode (19; 21) und eine Ventrikelelektrode (23) umfasst.
Apparat nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei das Impedanzerfassungsmittel (3) Mittel (43, 45, 47, 67, 69) zur periodischen Messung der Impedanz umfasst.
Apparat nach Anspruch 4, wobei das Mittel (43, 45, 47, 67) zur periodischen Messung Signalerzeugungsmittel (43) zum periodischen Anlegen eines Messsignals an mindestens eine der Elektroden umfasst.
Apparat nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei das Impedanzerfassungsmittel (3) Mittel zum Vergleich der Spannung über einer bekannten Impedanz (45; 60) mit der Spannung zwischen den beiden Elektroden umfasst.
Apparat nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das Mittel (3) zur Impedanzmesswertableitung dazu ausgelegt ist, eine Mehrzahl von Impedanzmessungen vorzunehmen, und der Apparat ferner Mittel (5) zur Verarbeitung der Messwerte zur Bereitstellung von Daten umfasst, wobei die Daten mindestens eines der folgenden darstellen: die Weise, in welcher die Impedanz sich mit der Zeit ändert, als Ausgangssignal, welches Information über die Herztätigkeit anzeigt; eine Impedanzmessungsperiodendauer, als Ausgangssignal, welches die Schlagfrequenz des Herzens anzeigt; die Zeit des Auftretens eines Impedanzminimums Z_MIN, als Ausgangssignal, welches die Zeit anzeigt, zu der die Klappe zwischen dem Vorhof und dem Ventrikel offen ist; den Minimalwert Z_MIN der gemessenen Impedanz, als Ausgangssignal, welches Information bezüglich eines offenen Zustands der Klappe anzeigt; die Zeit des Auftretens eines Impedanzmaximums Z_MAX, als Ausgangssignal, welches die Zeit anzeigt, zu der die Klappe zwischen dem Vorhof und dem Ventrikel geschlossen ist; den Maximalwert Z_MAX der gemessenen Impedanz, als Ausgangssignal, welches Information bezüglich eines geschlossenen Zustands der Klappe anzeigt; die Zeit zwischen einem Impedanzminimum Z_MIN und dem darauffolgenden Impedanzmaximum Z_MAX, als Ausgangssignal, welches die Zeit anzeigt, die die Klappe zum Schließen benötigt; und die Änderungsrate der Impedanz zwischen einem Minimalwert Z_MIN und dem darauffolgenden Maximalwert Z_MAX in einer Periode, als Ausgangssignal, welches die Kontraktilität des Herzens anzeigt.
Apparat nach einem der vorangehenden Ansprüche, welcher ferner Herzstimulierungsmittel (181; 390) umfasst zur Bereitstellung eines elektrischen Stimulus an eine Kammer des Herzens zumindest teilweise auf Grundlage eines Ausgangs des Mittels (3) zur Impedanzmesswertableitung.
Apparat nach Anspruch 8, wobei besagtes Herzstimulierungsmittel (181; 390) dazu ausgelegt ist, eine Kammer des Herzens mit einer vorbestimmten Grundfrequenz zu stimulieren, und Mittel (183; 385) zur Veränderung der Frequenz auf Grundlage eines Ausgangs des Mittels (3) zur Impedanzmesswertableitung umfasst.
Apparat nach Anspruch 8 oder 9 falls abhängig von Anspruch 2 oder 3, wobei besagter Elektrokatheter (17) mindestens eine Vorhof- (19; 21) und eine Ventrikelelektrode (23) zum Empfang von Signalen von und Bereitstellen von Signalen an das Herzstimulierungsmittel (181; 390) aufweist.
Apparat nach Anspruch 10, wobei besagtes Herzstimulierungsmittel (181; 390) dazu ausgelegt ist, Signale von der Vorhofelektrode (19, 21) zu empfangen und Signale an die Ventrikelelektrode (23) zur Stimulierung der Herztätigkeit bereitzustellen; wobei besagter Apparat ferner Mittel (183; 385) umfasst zur Regelung der Bereitstellung von Signalen von dem Stimulierungsmittel an die Ventrikelelektrode gemäß einem von dem Mittel (3) zur Impedanzmessung bereitgestellten Ausgangssignal.
Apparat nach einem der Ansprüche 8 bis 11, wobei das Herzstimulierungsmittel eine Schrittmachereinheit (181) umfasst.
Apparat nach Anspruch 12, wobei die Schrittmachereinheit (181) so angeordnet ist, dass sie die Stimulierung mit einer Frequenz ausführt, die zumindest teilweise von dem Ausgangssignal des Mittels (3) zur Impedanzmessung abhängt.
Apparat nach Anspruch 12, welcher ferner Mittel (5) umfasst, welche dazu dienen, die Intensität des von der Schrittmachereinheit (181) erzeugten Stimulus zu erhöhen, wenn ein eine vorbestimmte, eine Schließung der Klappe zwischen dem Vorhof und dem Ventrikel anzeigende Maximalimpedanz repräsentierendes Signal (VSF) nicht innerhalb einer vorbestimmten Zeit nach einer ventrikularen Stimulierung des Herzens empfangen wird.
Apparat nach Anspruch 12, welcher ferner Mittel (5) umfasst, welche dazu dienen, die Schrittmachereinheit (181) zu veranlassen, mit der Stimulierung des Herzens zu beginnen, falls ein eine vorbestimmte, eine Schließung der Klappe zwischen dem Vorhof und dem Ventrikel anzeigende Schwellimpedanz repräsentierendes Signal (VSF) nicht innerhalb einer vorbestimmten Zeit nach einem ventrikularen Signal empfangen wird.
Apparat nach Anspruch 12, wobei die Schrittmachereinheit (181) so angeordnet ist, dass sie in mindestens einem der Modi VDD, DDD, VVI, VVIrr, DDI und DDIrr arbeitet.
Apparat nach Anspruch 16, welcher ferner Mittel (5) umfasst, welche dazu dienen, den Schrittmachermodus der Schritmachereinheit (181) zwischen VDD und entweder VVI oder VVIrr, oder zwischen DDD und entweder DDI oder DDDrr umzuschalten: i) falls ein eine vorbestimmte, eine Öffnung der Klappe zwischen dem Vorhof und dem Ventrikel anzeigende Schwellimpedanz repräsentierendes Signal (ASF) nicht innerhalb einer vorbestimmten Zeit nach einem vorangegangenen solchen Signal empfangen wird; oder ii) in Abhängigkeit von der Vorhoferfassung.
Apparat nach einem der Ansprüche 8 bis 11, wobei das Herzstimulierungsmittel eine Defibrillationseinheit (390) umfasst.
Apparat nach Anspruch 18 falls abhängig von Anspruch 11, wobei das Regelungsmittel (385) dazu ausgelegt ist, die Defibrillationseinheit (390) zu veranlassen, ein Defibrillationssignal an die ventrikulare Elektrode (23) zu liefern, wenn ein eine vorbestimmte, eine Schließung der Klappe zwischen dem Vorhof und dem Ventrikel anzeigende Maximalimpedanz repräsentierendes Signal nicht innerhalb einer vorbestimmten Zeit empfangen wird.
Apparat nach einem der Ansprüche 3 bis 19, wobei mindestens zwei Vorhofelektroden (19; 21) vorgesehen sind und Mittel (55) zur Ableitung eines die natürliche elektrische Aktivität des Vorhofs anzeigenden Vorhoferfassungssignals aus der Differenz zwischen von den zwei Vorhofelektroden bereitgestellten Signalen vorgesehen sind.
Apparat nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das Impedanzerfassungsmittel (3) Mittel zur Bereitstellung eines gepulsten Messsignals oder eines Wechselmesssignals an mindestens eine der Elektroden umfasst.
Apparat nach einem der vorangehenden Ansprüche, welcher dazu ausgelegt ist, den Betrieb einer Herzschrittmachereinheit (181) zu regeln, und welcher Mittel (183) zur Bestimmung einer Schrittmacherfrequenz für einen Herzschrittmacherschaltkreis gemäß folgender Gleichung umfasst: Schrittmacherfrequenz = R0 + K1 (TPERIODE/T1) + K2 (dZ/dT)wobei R₀, K₁ und K₂ von den Merkmalen des zu stimulierenden Herzens bestimmt werden und wobei T_PERIODE die Periode der zyklischen Variation des transvalvulären Impedanzsignals, T₁ die Zeit zwischen einem Impedanzminimum und -maximum und dZ/dT die Änderungsrate der transvalvulären Impedanz zwischen dem Minimum und Maximum ist.
Apparat nach Anspruch 1, welcher ferner eine Verarbeitungseinheit zur Verarbeitung von von dem Mittel zur Ableitung abgeleiteten Messwerten der Impedanz über die Klappe zwischen einem Vorhof und einem Ventrikel eines Herzens umfasst, wobei die Verarbeitungseinheit Mittel (5) umfasst, die dazu dienen, festzustellen, ob die Klappe geschlossen ist, indem sie bestimmen, ob der Impedanzmesswert eine Maximalimpedanz über die Klappe darstellt, sowie Mittel (5), die dazu dienen, festzustellen, ob die Klappe offen ist, indem sie bestimmen, ob der Impedanzmesswert eine Minimalimpedanz über die Klappe darstellt.
Apparat nach Anspruch 1, welcher ferner umfasst: Mittel (5), welche dazu dienen, eine Maximalimpedanz Z_MAX, welche die Impedanz über die in geschlossenem Zustand befindliche Klappe anzeigt, aus einer Mehrzahl von von dem Mittel zur Ableitung abgeleiteten Impedanzmesswerten zu bestimmen; Mittel (5), welche dazu dienen, eine Minimalimpedanz Z_MIN, welche die Impedanz über die in offenem Zustand befindliche Klappe anzeigt, aus einer Mehrzahl von von dem Mittel zur Ableitung abgeleiteten Impedanzmesswerten zu bestimmen; Mittel (5), welche dazu dienen, den bestimmten minimalen Impedanzmesswert Z_MIN und den bestimmten maximalen Impedanzmesswert Z_MAX zur Bereitstellung berechneter Daten zu verwenden, welche mindestens darstellen: eins Impedanzmessungsperiodendauer, welche Information über die Herztätigkeit anzeigt; die Zeit zwischen der minimalen Impedanz Z_MIN und der darauffolgenden maximalen Impedanz Z_MAX, welche die Zeit anzeigt, die die Klappe zum Schließen benötigt; und die Änderungsrate der Impedanz zwischen dem Minimalwert Z_MIN und dem darauffolgenden Maximalwert Z_MAX in einer Periode, welche die Kontraktilität des Herzens anzeigt; und Mittel zur Regelung einer mechanischen Funktion des Herzens in Übereinstimmung mit besagten berechneten Daten.