DE4111505A1 - Anordnung zur ermittlung eines nicht pulsbezogenen informationsanteils in einem kardialen informationssignal - Google Patents
Anordnung zur ermittlung eines nicht pulsbezogenen informationsanteils in einem kardialen informationssignalInfo
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Description
Die Erfindung betrifft eine Anordnung zur Ermittlung
eines nicht pulsbezogenen Informationsanteils in einem
gemessenen, kardialen Informationssignal, insbesondere
für die Steuerung der Frequenzadaption eines Herzschritt
machers oder für die Messung eines Herzaktionsparameters.
Bei der Auswertung kardialer Informationssignale, wie sie
insbesondere bei herzdiagnostischen Meßgeräten und Herz
schrittmachern gemessen werden, müssen vielfach nicht
pulsbezogene Informationsanteile, wie zum Beispiel atem
abhängige Signalanteile oder Signalanteile, die auf
Bewegungsartefakte zurückgehen, von pulsbedingten Signal
anteilen getrennt werden, sei es, um die pulsbezogenen
Signalanteile von Störanteilen zu befreien oder um aus
nicht pulsbezogenen Signalanteilen weitere Informationen,
insbesondere über das Belastungsverhalten zu gewinnen.
Es ist bekannt, die Stimulationsfrequenz eines Herz
schrittmachers belastungsabhängig zu steuern und insbe
sondere mit einem Herzkatheter im Ventrikel gemessene
Gewebeimpedanzen für die Ermittlung der Belastung auszu
werten, nachdem sich die Impedanz belastungsabhängig
ändert. Die dem Atemvolumen entsprechende und damit
belastungsabhängige Information des Impedanzsignals ist
jedoch einem pulsbezogenen Signal überlagert, und kann
durch Frequenzfilterung nur unzureichend abgetrennt
werden. Während der Diastole fällt der Druck im Ventrikel
spontan ab, und das Formverhalten des dann schlappen
Herzmuskels unterliegt störenden mechanischen Einfluß
größen, insbesondere der äußeren Bewegung, der Vorhofkon
traktion, Klappenartefakten und einem positionsabhängigen
Füllungsverhalten. Die üblicherweise mit nur kleinen
Meßelektroden gemessene Impedanz wird damit nicht nur
durch Volumenänderungen, sondern auch durch Formänderun
gen der Meßstrecke beeinflußt. Es werden Störsignale in
einem physiologisch interessanten Frequenzbereich von
beispielsweise 0,1 bis 10 Hz wirksam, die durch Frequenz
filterung nicht von dem durch die kontinuierliche Pulsa
tion des Herzens beeinflußten Impedanzsignal getrennt
werden können.
Es ist Aufgabe der Erfindung, eine insbesondere für die
Steuerung der Frequenzadaption eines Herzschrittmachers
oder für die Messung eines Herzaktionsparameters geeigne
te Anordnung zu schaffen, die es erlaubt, aus einem
gemessenen kardialen Informationssignal einen nicht
pulsbezogenen Informationsanteil störungsfreier als
bisher zu filtern.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch folgende Mittel
gelöst:
Erste Mittel, die während Meßzeitabschnitten, in welchen die Pulsperiode des Informationssignals im wesentlichen konstant ist, ein Mittelungssignal erzeugen, dessen momentaner Signalwert einen Mittelwert aus im wesentli chen phasengleichen Signalwerten mehrerer Pulsperioden des Informationssignals repräsentiert,
zweite Mittel, die das Mittelungssignal vom gemessenen Informationssignal subtrahieren und ein Differenzsignal erzeugen und
dritte Mittel, die den nicht pulsbezogenen Informations anteil abhängig von dem Differenzsignal ermitteln.
Erste Mittel, die während Meßzeitabschnitten, in welchen die Pulsperiode des Informationssignals im wesentlichen konstant ist, ein Mittelungssignal erzeugen, dessen momentaner Signalwert einen Mittelwert aus im wesentli chen phasengleichen Signalwerten mehrerer Pulsperioden des Informationssignals repräsentiert,
zweite Mittel, die das Mittelungssignal vom gemessenen Informationssignal subtrahieren und ein Differenzsignal erzeugen und
dritte Mittel, die den nicht pulsbezogenen Informations anteil abhängig von dem Differenzsignal ermitteln.
Durch die phasensynchrone Signalmittelung über mehrere
Pulsperioden, beispielsweise n Pulsperioden, werden alle
nicht pulsbezogenen Signalanteile auf ein n-tel reduziert.
In dem Mittelungssignal werden damit schwankende Einfluß
größen, deren mittlere Schwankungsperiode kleiner ist als
die Dauer von n Pulsen, unterdrückt, wie zum Beispiel
Einflüsse der Atmung, der Vorhofkontraktion und der
Bewegung. Das Mittelungssignal enthält jedoch alle puls
abhängigen Einflüsse, wie zum Beispiel Formänderungen und
Schlagvolumen. Das Differenzsignal enthält damit in
erster Linie nur nicht pulsbezogene Signalanteile, die
der weiteren Auswertung zugrunde gelegt werden konnen.
Es hat sich gezeigt, daß der atmungsabhängige Anteil des
Differenzsignals von den sonstigen Störeinflüssen, wie
zum Beispiel Vorhofkontraktion und Bewegung getrennt
werden kann. Während der Systole ist der Herzmuskel
angespannt und nimmt bei gleichbleibenden hämodynamischen
Bedingungen, insbesondere Druckbedingungen, eine im
wesentlichen gleichbleibende Form ein, wodurch insbeson
dere zu Beginn der Auswurfphase die intrakardiale Elektro
de gegenüber einer beispielsweise durch das Herzschritt
machergehäuse gebildeten Gegenelektrode eine definierte
Position erhält. Damit können atemabhängige Schwankungen
der Impedanz unabhängig von Formänderungseinflüssen, wie
sie beispielsweise aufgrund der Bewegung entstehen können,
erfaßt werden.
In Folge des durch die Atmung schwankenden Füllungsvolu
mens des Ventrikels ändert sich das Schlagvolumen, womit
im gemessenen Impedanzsignal der schlagvolumenabhängige
Verlauf der Auswurfphase atemmoduliert ist. Das Differenz
signal liefert damit nicht nur ein genaues Abbild der
Atmung in der Auswurfphase, sondern erlaubt aufgrund
seiner zeitlich genau definierten Signaländerungen auch
eine von der Vorhofkontraktion unabhängige Ermittlung von
Beginn und Ende der Auswurfphase.
Um bei einem intrakardial gemessenen Impedanzsignal oder
gegebenenfalls einem im Ventrikel gemessenen Drucksignal
mit großer Sicherheit den systolischen Bereich der Puls
periode feststellen zu können, sind in einer bevorzugten
Ausgestaltung der Erfindung vierte Mittel vorgesehen, die
in einem systolischen Bereich der Pulsperiode gelegenes
Zeitfenster festlegen, das im wesentlichen mit dem er
sten, im Systolenabschnitt der Pulsperiode auf die Stimu
lation folgenden Extremwert des Mittelungssignals beginnt
und im wesentlichen mit dem zweiten, in derselben Pulspe
riode folgenden Extremwert des Mittelungssignals oder des
Differenzsignals endet. Extremwerte dieser Art lassen
sich relativ sicher feststellen, insbesondere wenn die
vierten Mittel für die Festlegung des Beginns des Zeit
fensters die zeitliche Änderung des Mittelungssignals
ermitteln und das Zeitfenster nur dann starten, wenn die
zeitliche Änderung des dem Extremwert vorangehenden
Mittelungssignals ein vorgegebenes Vorzeichen hat. Bei
dem ersten Extremwert handelt es sich um ein Impedanzmi
nimum, das durch die Berücksichtigung der Richtung seiner
Vorderflanke selbst dann ausreichend sicher erkannt
werden kann, wenn es nur wenig ausgeprägt ist.
Das vorstehend erläuterte Zeitfenster erlaubt es, den
atmungsabhängigen Informationsanteil wertmäßig zu bestim
men und beispielsweise zur belastungsabhängigen Frequenz
regelung eines frequenzadaptiven Herzschrittmachers
auszunutzen. Die dritten Mittel sind hierzu so ausgebil
det, daß sie die Größe des ersten, innerhalb des Zeitfen
sters auftretenden Extremwerts des Differenzsignals und/
oder die Größe der zeitlichen Änderung der diesem Extrem
wert nachfolgenden Signalflanke des Differenzsignals
ermitteln. Der Frequenzregler des Herzschrittmachers kann
dann so gesteuert werden, daß mit zunehmender Größe des
Extremwerts bzw. der zeitlichen Änderung des Differenzsi
gnals die Pulsfrequenz zunimmt. Ein atemgesteuerter,
frequenzadaptiver Herzschrittmacher der vorstehenden Art
ist von Störeinflüssen wie Formänderung und Bewegung
weitgehend unabhängig.
Das vorstehend erläuterte Zeitfenster erlaubt es, auf
einfache Weise den Beginn der Auswurfphase zu erfassen.
Hierzu kann vorgesehen sein, daß die dritten Mittel
innerhalb des durch die vierten Mittel festgelegten
Zeitfensters den Zeitpunkt des ersten innerhalb des
Zeitfensters auftretenden Extremwerts des Differenzsi
gnals ermitteln. Der Zeitpunkt, zu dem der erste Extrem
wert des Differenzsignals innerhalb des Zeitfensters
auftritt, bezeichnet den Beginn der Auswurfphase und läßt
sich exakter als bisher möglich bestimmen.
Die exakte Kenntnis des Beginns der Auswurfphase erlaubt
Rückschlüsse auf die physiologische Belastung, die von
der Art des Signalverlaufs vor Beginn der Auswurfphase
weitgehend unabhängig ist. Die dritten Mittel erzeugen
hierzu zweckmäßigerweise ein im wesentlichen dem Zeit
intervall zwischen dem Beginn der Ventrikelstimulation
und dem Zeitpunkt des ersten Extremwerts des Differenzsi
gnals entsprechendes Steuersignal, vorzugsweise ein
Steuersignal, das im wesentlichen dem Zeitintervall
zwischen dem ersten auf die Stimulation folgenden Extrem
wert des Mittelungssignals und dem ersten Extremwert des
Differenzsignals entspricht. Ein solches Steuersignal
kann insbesondere zur Steuerung des Frequenzreglers eines
frequenzadaptiven Herzschrittmachers ausgenutzt werden,
derart, daß mit abnehmendem Zeitintervall die Pulsfre
quenz steigt.
Die Erfindung läßt sich nicht nur im systolischen Bereich
der Pulsperiode zum Beispiel eines insbesondere intrakar
dial gemessenen Impedanzsignals oder Drucksignals ausnut
zen, sondern auch im diastolischen Bereich der Pulsperio
de. Auch hier wird zweckmäßigerweise ein Zeitfenster
durch (fünfte) Mittel festgelegt, das im wesentlichen mit
dem zweiten auf die Stimulation folgenden Extremwert des
Mittelungssignals oder des Differenzsignals oder im
wesentlichen mit der T-Welle eines EKG-Signals beginnt
und eine vorzugsweise durch den Abstand früher erfaßter
P-Wellen oder durch sonstige Methoden der Belastungsana
lyse festgelegte Dauer hat. Auf der Basis eines solchen
Zeitfensters läßt sich ein P-Wellen synchronisierter,
frequenzadaptiver Herzschrittmacher aufbauen, wenn die
vorgenannten dritten Mittel auf die Größe des Differenz
signals ansprechen und ein Triggersignal erzeugen, sobald
das Differenzsignal innerhalb des diastolischen Zeitfen
sters einen vorgegebenen Schwellwert überschreitet. Ein
auf die Triggersignale ansprechender Frequenzregler des
Herzschrittmachers regelt die Stimulationsfrequenz so,
daß die Rate, mit der die Triggersignale auftreten,
minimal wird. Die P-Wellen-Synchronisation beruht darauf,
daß die Vorhofkontraktion zu einer Volumenänderung des
Ventrikels und damit zu einer ausgeprägten Änderung des
Impedanzsignals führt. Die Schwellwertüberwachung des
Differenzsignals erlaubt die P-Wellen-Synchronisation,
obwohl der Frequenzbereich, der durch die P-Wellen be
dingten Änderungen des Impedanzsignals im Bereich der
pulsbedingten Impedanzschwankungen liegt, also beispiels
weise über einen Hochpaß nicht gefiltert werden kann. Um
Nullpegelschwankungen des Mittelungssignals ausgleichen
zu können, sind zweckmäßigerweise Mittel vorgesehen, die
ein selbsttätig dem Nullpunkt des Mittelungssignals fol
gendes Schwellwertsignal erzeugen.
Die Erfindung ermöglicht auch die Erfassung des Schlagvo
lumens bzw. des Herzzeitvolumens durch Integration eines
insbesondere intrakardial, d. h. im Ventrikel gemessenen
Blutdrucksignals oder gegebenenfalls eines Impedanzsi
gnals. Hierzu sind Mittel vorgesehen, die ein Integra
tionszeitintervall festlegen, das im wesentlichen mit dem
ersten, im Systolenabschnitt der Pulsperiode auf die
Stimulation folgenden Extremwert des Differenzsignals und
mit dem zweiten auf die Stimulation folgenden Extremwert
des Differenzsignals endet. Die Extremwerte des auf das
Drucksignal zurückgehenden Differenzsignals bezeichnen
mit hoher Genauigkeit den Beginn und das Ende der Auswurf
phase, so daß sich das Schlagvolumen wie bisher für den
Aorten- oder Pulmonalisdruck auch für den Ventrikeldruck
durch herkömmliche Verfahren, beispielsweise durch die
Puls-Kontur-Methode bestimmen läßt. Dabei wird etwa durch
Integration des Drucksignals über das genannte Integra
tionszeitintervall das Schlagvolumen pro Puls bestimmt.
Das mittlere Schlagvolumen kann durch Mittelung des Puls-
Schlagvolumens errechnet werden. Aus dem mittleren Schlag
volumen kann durch Multiplikation mit der Pulsfrequenz
das mittlere Herzzeitvolumen errechnet werden.
Die Ausgestaltung der Erfindung wird bevorzugt bei Schlag
volumen- bzw. Herzzeitvolumen-Meßgeräten eingesetzt, kann
aber auch zur Frequenzadaption von Herzschrittmachern
ausgenutzt werden.
Um den zweiten Extremwert des Differenzsignals sicherer
erfassen zu können, ist bevorzugt vorgesehen, daß das
Maximum des Drucksignals oder des Mittelungssignals
erfaßt wird und das Integrationszeitfenster mit dem
ersten auf das Maximum folgenden Extremwert des Diffe
renzsignals beendet wird.
Im folgenden werden Ausführungsbeispiele der Erfindung
anhand einer Zeichnung näher erläutert. Hierbei zeigt
Fig. 1 ein Blockschaltbild eines atmungsgesteuerten
Herzschrittmachers;
Fig. 2a bis 2d Zeitdiagramme zur Erläuterung der Funktion
des Herzschrittmachers;
Fig. 3 ein Blockschaltbild eines abhängig vom Beginn der
Auswurfphase gesteuerten Herzschrittmachers;
Fig. 4 ein Blockschaltbild eines P-Wellen synchronisier
ten Herzschrittmachers;
Fig. 5a bis 5d Zeitdiagramme zur Erläuterung der Funk
tionsweise des Herzschrittmachers nach Fig. 4;
Fig. 6 ein Blockschaltbild eines Meßgeräts zur Ermitt
lung des Schlagvolumens und
Fig. 7a bis 7d Zeitdiagramme zur Erläuterung des Meßge
räts nach Fig. 6.
Der in Fig. 1 dargestellte atmungsgesteuerte Herzschritt
macher umfaßt eine mittels eines Herzkatheters im Ventri
kel zu plazierende Stimulationselektrode 1, der aus einem
Stimulationsimpulsgenerator 3 Stimulationsimpulse mit
einer durch einen Frequenzregler 5 bestimmten Frequenz
zuführbar sind. Der Stimulationselektrode ist das Gehäuse
des Schrittmachers als Gegenelektrode 7 zugeordnet. Die
Elektroden 1, 7 bilden ein unipolares Elektrodensystem
und werden zugleich als Meßelektroden für eine Impedanz
messung und die Messung von Herzaktionspotentialen ausge
nutzt. Sie sind hierzu an einen Impedanz-Meßverstärker 9
sowie an einen EKG-Verstärker 11 angeschlossen. An den
EKG-Verstärker 11 ist eine mit dem Frequenzregler 5
verbundene Steuerstufe 13 angeschlossen, die die Rate,
mit der die Stimulationsimpulse auftreten, erfaßt und an
ihrem Ausgang 15 ein stimulationssynchrones Triggersignal
freigibt, wenn die Schwankung der Stimulationsimpulsrate
angenähert konstant ist, also innerhalb eines vorgegebe
nen Frequenzfensters liegt. An den Verstärker 9 ist eine
Mittelungsstufe 17 angeschlossen, die, von der Steuerstu
fe 13 innerhalb des Frequenzfensters pulsfrequenzgetrig
gert ein Mittelungssignal erzeugt, dessen momentaner
Signalwert einen Mittelwert aus im wesentlichen phasen
gleichen Signalwerten mehrerer Pulsperioden des Impedanz
signals repräsentiert. An die Mittelungsstufe 17 ist eine
Subtraktionsstufe 19 angeschlossen, die das Mittelungssi
gnal von dem Impedanzsignal des Verstärkers 9 subtrahiert.
Das von der Subtraktionsstufe 19 gelieferte Differenzsi
gnal enthält in erster Linie nicht pulsbezogene Informa
tionsanteile des Impedanzsignals, nachdem die Mittelungs
stufe 17 diese Anteile aufgrund der pulsfrequenzsynchro
nen Mittelwertbildung in dem Mittelungssignal unterdrückt.
Das Mittelungssignal enthält in erster Linie pulsbezogene
Informationen.
Um aus dem Differenzsignal eine im wesentlichen aus
schließlich atemabhängige und von Einflüssen durch Vor
hofkontraktion und Bewegung im wesentlichen unabhängige
Information abtrennen zu können, ist an die Mittelungs
stufe 17 eine Zeitfensterstufe 21 angeschlossen, die ein
im systolischen Bereich der Pulsperiode gelegenes Zeit
fenster festgelegt. Das Zeitfenster beginnt mit dem
ersten, im Systolenabschnitt der Pulsperiode auf die
Stimulation folgenden Minimum des Mittelungssignals und
endet mit dem darauffolgenden zweiten Extremwert des
Mittelungssignals, einem Maximum. Die Zeitfensterstufe 21
steuert eine an die Subtraktionsstufe 19 angeschlossene
Auswertestufe 23, die die Größe des ersten, innerhalb des
Zeitfensters auftretenden Extremwerts des Differenzsi
gnals oder die Größe der zeitlichen Änderung der diesem
Extremwert nachfolgenden Signalflanke des Differenzsi
gnals ermittelt. Die Größe des Extremwerts oder der
zeitlichen Änderung der nachfolgenden Signalflanke ist
ein Maß für das Atmungsvolumen und damit der physiologi
schen Belastung. Die Auswertestufe 23 steuert dementspre
chend den Frequenzregler 5, der seinerseits die Stimula
tionsfrequenz so regelt, daß mit zunehmender Größe des
Extremwerts bzw. der zeitlichen Änderung des Differenzsi
gnals die Pulsfrequenz zunimmt, sich also selbsttätig der
Belastung anpaßt. Der Herzschrittmacher umfaßt ferner in
üblicher Weise eine von einem Taktgenerator 25 getaktete
Steuerlogik 27, die die Funktionen des Schrittmachers
abhängig von in einem Speicher 29 gespeicherten Programm
informationen steuert.
Die Fig. 2a bis 2d zeigen Zeitdiagramme in Zusammenhang
mit dem Herzschrittmacher der Fig. 1. Fig. 2a zeigt
abhängig von der Zeit t ein externes EKG, dessen stimula
tionsimpulssynchrone R-Wellen bei 31 dargestellt sind.
Fig. 2b zeigt das am Ausgang des Verstärkers 9 auftreten
de Impedanzsignal; das am Ausgang der Mittelungsstufe 17
auftretende Mittelungssignal ist in Fig. 2c dargestellt.
Die von der Zeitfensterstufe 21 für die Festlegung des
bei 33 bezeichneten Zeitfensters erfaßten Extremwerte
sind in Fig. 2c bei 35 und 37 dargestellt. Fig. 2d zeigt
mit einem Kurvenzug 39 den Signalverlauf des Differenzsi
gnals am Ausgang der Subtraktionsstufe 19. Der das Atem
zeitvolumen repräsentierende Extremwert ist in Fig. 2d
bei 41 durch einen Punkt dargestellt. Die Punkte 41
folgen, wie der Vergleich mit einer Kurve 43, die den
Verlauf eines im Atmungsweg gemessenen Atemzeitvolumens
zeigt, dem Verlauf der Kurve 43, wobei der besseren
Übersicht wegen die Kurve 43 invertiert ist. Ein ähnli
ches Ergebnis wird erhalten, wenn anstelle der Größe der
Extremwerte bei 41 jeweils die Größe der zeitlichen
Änderung, d. h. der Steigung der nachfolgenden Signalflan
ke des Differenzsignals ausgewertet wird. Anstelle des
zweiten Extremwerts 37 des Mittelungssignals in Fig. 2c
kann zur Bestimmung des Endes des Zeitfensters 33 auch
der auf den Extremwert 41 folgende zweite Extremwert 42
des Differenzsignals (Fig. 2d) ausgenutzt werden.
Der vorstehend erläuterte Herzschrittmacher erlaubt eine
belastungsabhängige Frequenzadaption, die im wesentlichen
von Störeinflüssen wie Formänderung und Bewegung unabhän
gig ist. Es versteht sich, daß lediglich ein Beispiel für
die Art der Erfassung von Impedanz und EKG dargestellt
ist und auch andere Methoden angewandt werden können.
Wenngleich die einzelnen Funktionsstufen des Herzschritt
machers als konkrete Blöcke dargestellt sind, so werden
diese in der Praxis jedoch bevorzugt durch Programmrouti
nen eines auf Mikroprozessorbasis aufgebauten Herzschritt
machers ausgebildet. Die Verarbeitung der Signale erfolgt
vorzugsweise auf digitaler Basis, so daß die von den
Elektroden 1, 7 gelieferten Signale durch Analog-Digital-
Wandler digitalisiert werden. Entsprechendes gilt für die
nachfolgend erläuterten Ausführungsbeispiele.
Die im folgenden erläuterten Ausführungsbeispiele der
Erfindung unterscheiden sich in erster Linie durch die
Art des auszuwertenden Informationssignals und die Aus
wertung des daraus erzeugten Differenzsignals. Gleichwir
kende Komponenten sind deshalb mit den Bezugszahlen der
Fig. 1 und 2 bezeichnet und zur Unterscheidung mit einem
Buchstaben versehen. Zur näheren Erläuterung wird auf die
Beschreibung der Fig. 1 und 2 Bezug genommen.
Fig. 3 zeigt das Blockschaltbild eines frequenzadaptiven
Herzschrittmachers, der zur belastungsabhängigen Steue
rung der Stimulationsrate den abhängig von der Belastung
sich ändernden Beginn der Auswurfphase ermittelt. Ein
solcher Herzschrittmacher ist von der Art des Signalver
laufs zwischen Stimulation und Beginn der Auswurfphase
weitgehend unabhängig.
Die Komponenten 1a bis 21a und 25a bis 29a entsprechen
dem Ausführungsbeispiel der Fig. 1. Dementsprechend
erzeugen diese Komponeten ein Impedanzsignal gemäß Fig.
2b, ein Mittelungssignal gemäß Fig. 2c und ein Differenz
signal gemäß Fig. 2d. Das von der Zeitfensterstufe 21a
festgelegte systolische Zeitfenster 33 wird jedoch nur
zur Auswertung des Zeitverhaltens des Differenzsignals
(Fig. 2d) ausgenutzt. Der Zeitpunkt t0, zu dem der erste
Extremwert 41 des Differenzsignals auftritt, bezeichnet
den tatsächlichen Beginn der Auswurfphase, also einen
belastungsabhängigen Kontraktilitätsparameter. Die Aus
wertestufe 23a erfaßt den Zeitpunkt t0 des ersten in dem
Zeitfenster 33 auftretenden Extremwerts 41 des Differenz
signals und triggert eine Steuerstufe 45, die ein dem
Zeitintervall T (Fig. 2d) zwischen dem Beginn des Fen
sters 33, d. h. dem ersten Extremwert 35 des Mittelungssi
gnals, und dem Zeitpunkt t0 entsprechendes Steuersignal
an den Frequenzregler 5a liefert. Das Zeitintervall T
repräsentiert einen belastungsabhängigen Parameter und
nimmt mit wachsender Belastung ab. Die Steuerstufe 45
steuert deshalb den Frequenzregler 5a so, daß die Stimu
lationsrate mit abnehmendem Zeitintervall T wächst bzw.
mit wachsendem Zeitintervall abnimmt.
Fig. 4 zeigt eine Variante eines Herzschrittmachers, der
zur Frequenzadaption mit der P-Welle eines EKG-Signals
synchronisiert ist. Es hat sich gezeigt, daß die Volumen
änderung des Ventrikels aufgrund der Vorhofkontraktion
eine deutliche Änderung des Impedanzsignals während der
Diastole der Pulsperiode bewirkt. Diese Impedanzschwan
kung läßt sich ohne Frequenzfilterung problemlos im
Differenzsignal feststellen und zur P-Wellen-Synchronisa
tion der Stimulationsrate ausnutzen. Die Komponenten 1b
bis 19b und 25b bis 29b des Herzschrittmachers gemäß Fig.
4 stimmen mit den Komponenten des Schrittmachers gemäß
Fig. 1 überein. Im Unterschied dazu legt jedoch die
Zeitfensterstufe 21b ein im diastolischen Bereich der
Pulsperiode liegendes Zeitfenster fest, welches beispiels
weise mit der T-Welle 47 des in Fig. 5a dargestellten
externen EKG-Signals beginnt und vor dem nächsten Stimu
lationsimpuls 49 endet. Die P-Wellen des EKG-Signals sind
in Fig. 5a bei 51 erkennbar und durch Pfeile hervorgeho
ben. Wie das von dem Verstärker 9b erzeugte Impedanzsi
gnal in Fig. 5b zeigt, führen die P-Wellen zu Extremwer
ten (ebenfalls hervorgehoben durch Pfeile), die nach
Subtraktion des von der Mittelungsstufe 17b erzeugten
Mittelungssignals (Fig. 5c) am Ausgang der Subtraktions
stufe 19b zu einer auf die P-Welle 51 folgenden starken
Änderung des Differenzsignals (Fig. 5d) bei 53 führt.
Pfeile 55 bezeichnen in Fig. 5d den Zeitpunkt des Auftre
tens von P-Wellen. Die Auswertestufe 23b ist als Ver
gleichsstufe ausgebildet, die das Differenzsignal der
Subtraktionsstufe 19b mit einem aus einer Referenzstufe
57 zugeführten Schwellwertpegel 59 vergleicht. Über
schreitet das Differenzsignal innerhalb des durch die
Zeitfensterstufe 21b festgelegten diastolischen Zeitfen
sters den Schwellwertpegel 59, so erzeugt sie ein Trig
gersignal, das dem Frequenzregler 5b zugeführt wird. Die
Dauer des Zeitfensters wird durch den Abstand früher
erfaßter P-Wellen oder durch sonstige Methoden der Bela
stungsanalyse festgelegt. Der Frequenzregler 5b steuert
den Stimulationsimpulsgenerator 3b so, daß dieser nach
einem definierten Zeitintervall (AV-Verzögerung) einen
Stimulationsimpuls erzeugt. Das Verzögerungsintervall
kann von der Stimulationsrate abhängig sein, wird aber
bis zum nächsten Auftreten einer P-Welle beibehalten. Da
das Nullpotential des Impedanzsignals (Fig. 5b) und damit
auch das Nullpotential des Mittelungssignals und des
Differenzsignals schwanken kann, ist die Referenzsi
gnalstufe 57 so ausgebildet, daß sie selbsttätig den
vergleichsweise langsamen Nullpegelschwankungen des
Differenzsignals folgen kann.
Das von der Zeitsteuerstufe 21b festgelegte diastolische
Zeitfenster kann auch in anderer Weise als vorstehend
erläutert festgelegt werden. In einer bevorzugten Varian
te spricht die Zeitfensterstufe 21b auf das Mittelungssi
gnal an und legt ein Zeitfenster fest, welches mit dem
zweiten auf den Stimulationsimpuls (49 in Fig. 5a) fol
genden Extremwert 61 des Mittelungssignals (Fig. 5c)
beginnt und kurz vor der festgelegten AV-Verzögerung
endet.
Fig. 6 zeigt ein Blockschaltbild eines herzdiagnostischen
Meßgeräts, das ebenfalls die Differenzbildung eines
Informationssignals und eines Mittelungssignals zur
Eliminierung pulsbezogener Signalanteile des Informations
signals ausnutzt. Das Meßgerät wertet ein von einem
intrakardialen Drucksensor 63 erzeugtes, blutdruckpropor
tionales Drucksignal zur Ermittlung des Puls-Schlagvolu
mens aus. Das Drucksignal wird über einen Meßverstärker
9c einer Mittelungsstufe 17c zugeführt, die das Drucksi
gnal pulsgetriggert mittelt, wie dies anhand der Kompo
nenten 9 bis 17 des Herzschrittmachers der Fig. 1 für ein
Impedanzsignal erläutert wurde. Die innerhalb eines
Frequenzfensters vorgegebener Breite erzeugten pulssynch
ronen Triggersignale werden von einer der Stufe 13 ent
sprechenden Steuerstufe 13c erzeugt, die über einen EKG-
Verstärker 11c mit EKG-Elektroden 65, 67 verbunden sind.
Bei den EKG-Elektroden 65, 67 kann es sich um externe
EKG-Elektroden handeln; zumindest eine der Elektroden
kann jedoch zusammen mit dem Drucksensor 63 in einen
Herzkatheter integriert sein.
Das von der Subtraktionsstufe 19c erzeugte, der Differenz
zwischen Drucksignal des Verstärkers 9c und Mittelungssi
gnal der Mittelungsstufe 17c entsprechende Differenzsi
gnal wird zur Ermittlung des Schlagvolumens pro Puls nach
herkömmlichen Methoden, beispielsweise der Puls-Kontur-
Methode in einer Integrationsstufe 69 zeitabhängig inner
halb eines systolischen Zeitintervalls integriert. Fig. 7d
zeigt den Verlauf des Drucksignals am Ausgang des Ver
stärkers 9c. Das bei 71 eingezeichnete Zeitintervall fängt
mit dem Beginn der Auswurfphase bei 73 an und endet bei
75 mit dem Ende der Auswurfphase. Die zwischen der Kurve
des Drucksignals und der Verbindungslinie der Zeitfen
sterkreuzungspunkte eingeschlossene, schraffiert darge
stellte Fläche 77 bezeichnet das von der Integrationsstu
fe 69 ermittelte Puls-Schlagvolumen.
Die Grenzen 73, 75 des systolischen Zeitintegrationsinter
valls werden von zwei Zeitsteuerstufen festgelegt. Eine
Steuerstufe 79 erfaßt den ersten auf die Stimulation,
beispielsweise die R-Welle 81 des EKG-Signals (Fig. 7a)
folgenden Extremwert der zeitlichen Änderung des von der
Mittelungsstufe 17c gelieferten Druck-Mittelungssignals
(Fig. 7b) und öffnet damit ein erstes Zeitfenster für
eine erste Extremwerterfassungsstufe 82, die ihrerseits
den ersten in diesem Zeitfenster auftretenden Extremwert
89 des Differenzsignals erfaßt. Der Zeitpunkt des ersten
Extremwerts des Differenzsignals bestimmt den Anfangszeit
punkt 73 der Integration. Eine auf das Mittelungssignal
ansprechende Maximalwert-Erfassungsstufe 83 stellt fest,
ob das Mittelungssignal sein Maximum überschritten hat
und startet ein zweites Zeitfenster, innerhalb dessen
eine auf das Differenzsignal der Subtraktionsstufe 19c
ansprechende zweite Extremwerterfassungsstufe 85 den
ersten auf das Maximum des Mittelungssignals folgenden
Extremwert des Differenzsignals der Subtraktionsstufe 19c
erfaßt. Fig. 7c zeigt das Differenzsignal; der von der
Erfassungsstufe 85 erfaßte Extremwert ist bei 87 darge
stellt und bezeichnet das Integrationsende 75.
Das Meßgerät erlaubt die Ermittlung des mittleren Puls-
Schlagvolumens mit Hilfe einer Mittelungsstufe 91 durch
Mittelwertbildung des Puls-Schlagvolumens. Alternativ
kann jedoch das mittlere Schlagvolumen auch durch eine
Integrationsstufe ähnlich der Integrationsstufe 69 ermit
telt werden, wenn der Integrationsstufe innerhalb des
Zeitfensters 71 nicht das Drucksignal, sondern, wie dies
durch eine Leitung 93 angedeutet ist, das Mittelungssi
gnal zugeführt wird. Die in Fig. 7b schraffiert einge
zeichnete Fläche 95 entspricht dem mittleren Puls-Schlag
volumen.
Wie an sich bekannt, kann aus dem mittleren Puls-Schlag
volumen durch Multiplikation mit der Stimulationsrate das
Herzzeitvolumen errechnet werden. Fig. 6 zeigt bei 97
eine das Herzzeitvolumen liefernde Multiplikationsstufe.
Dem Meßgerät der Fig. 6 sind ähnlich den vorstehend
erläuterten Herzschrittmachern Steuerschaltungen zugeord
net, beispielsweise eine von einem Taktgenerator 25c
getaktete Steuerlogik 27c, die die Funktionen des Meßge
räts abhängig von in einem Speicher 29c gespeicherten
Programm Informationen steuert.
Es versteht sich, daß die in vorstehender Weise ermittel
te Schlagvolumeninformation auch zur belastungsabhängigen
Frequenzadaption eines Herzschrittmachers ausgenutzt
werden kann. Hierzu werden die schlagvolumenabhängigen
Informationen der Stufen 69 oder 91 zur Steuerung der
Stimulationsrate eines nicht näher dargestellten Stimula
tionsimpulsgenerators über einen Frequenzregler zugeführt.
Insbesondere kann das in vorstehender Weise ermittelte
Herzzeitvolumen zur Optimierung der Stimulationsfrequenz
anpassung ausgenutzt werden.
Die vorstehenden Ausführungsbeispiele der Fig. 1, 3 und 4
wurden für die Auswertung eines Impedanzsignals beschrie
ben; sie eignen sich auch für die Auswertung von im
Ventrikel gemessener Drucksignale. Analog dazu kann mit
Hilfe der Schaltung nach Fig. 6 auch ein Impedanzsignal
ausgewertet werden.
Claims (19)
1. Anordnung zur Ermittlung eines nicht pulsbezogenen
Informationsanteils in einem gemessenen kardialen
Informationssignal, insbesondere für die Steuerung der
Frequenzadaption eines Herzschrittmachers oder für die
Messung eines Herzaktionsparameters,
gekennzeichnet durch erste
Mittel (13, 17), die während Meßzeitabschnitten, in
welchen die Pulsperiode des Informationssignals im
wesentlichen konstant ist, ein Mittelungssignal erzeu
gen, dessen momentaner Signalwert einen Mittelwert aus
im wesentlichen phasengleichen Signalwerten mehrerer
Pulsperioden des Informationssignals repräsentiert,
zweite Mittel (19), die das Mittelungssignal vom
gemessenen Informationssignal subtrahieren und ein
Differenzsignal erzeugen und
dritte Mittel (21, 23; 21a, 23a, 45; 21b, 23b, 57; 69,
79, 82, 83, 85) die den nicht pulsbezogenen Informa
tionsanteil abhängig von dem Differenzsignal ermitteln.
2. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
vierte Mittel (21; 21a) vorgesehen sind, die für die
Auswertung des Differenzsignals ein im systolischen
Bereich der Pulsperiode gelegenes Zeitfenster festle
gen, das im wesentlichen mit dem ersten, im Systolen
abschnitt der Pulsperiode auf die Stimulation folgen
den Extremwert (35) des Mittelungssignals beginnt und
im wesentlichen mit dem zweiten, in derselben Pulspe
riode folgenden Extremwert (37; 43) des Mittelungssi
gnals oder des Differenzsignals endet.
3. Anordnung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß
die vierten Mittel (21; 21a) für die Festlegung des
Beginns des Zeitfensters die zeitliche Änderung des
Mittelungssignals ermitteln und das Zeitfenster nur
dann starten, wenn die zeitliche Änderung des dem
Extremwert vorangehenden Mittelungssignals ein vorge
gebenes Vorzeichen hat.
4. Anordnung nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeich
net, daß die dritten Mittel (23) für das Erfassen
eines atmungsabhängigen Informationsanteils innerhalb
des durch die vierten Mittel (21) festgelegten Zeit
fensters die Größe des ersten, innerhalb des Zeitfen
sters auftretenden Extremwerts des Differenzsignals
und/oder die Größe der zeitlichen Änderung der diesem
Extremwert nachfolgenden Signalflanke des Differenzsi
gnals ermitteln.
5. Anordnung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß
die vierten Mittel (23) einen Frequenzregler (5) eines
frequenzadaptiven Herzschrittmachers steuern, derart,
daß mit zunehmender Größe des Extremwerts bzw. der
zeitlichen Änderung des Differenzsignals die Pulsfre
quenz zunimmt.
6. Anordnung nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeich
net, daß die dritten Mittel (23a, 45) für das Erfassen
eines den Beginn der Auswurfphase repräsentierenden
Zeitpunkts der Pulsperiode innerhalb des durch die
vierten Mittel (21a) festgelegten Zeitfensters den
Zeitpunkt des ersten innerhalb des Zeitfensters auf
tretenden Extremwerts (41) des Differenzsignals ermit
teln.
7. Anordnung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß
die dritten Mittel (23a, 45) ein im wesentlichen dem
Zeitintervall zwischen dem Beginn der Ventrikelstimu
lation und dem Zeitpunkt des ersten Extremwerts des
Differenzsignals entsprechendes Steuersignal erzeugen.
8. Anordnung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß
die dritten Mittel (23a, 45) ein im wesentlichen dem
Zeitintervall zwischen dem ersten auf die Stimulation
folgenden Extremwert (35) des Mittelungssignals und
dem ersten Extremwert (41) des Differenzsignals ent
sprechendes Steuersignal erzeugt.
9. Anordnung nach Anspruch 7 oder 8, dadurch gekennzeich
net, daß die dritten Mittel (23a, 45) einen Frequenz
regler (5a) eines frequenzadaptiven Herzschrittmachers
steuern, derart, daß mit abnehmendem Zeitintervall die
Pulsfrequenz steigt.
10. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß fünfte Mittel (21b) vorgesehen sind, die für die
Auswertung des Differenzsignals ein im diastolischen
Bereich der Pulsperiode gelegenes Zeitfenster festle
gen, das im wesentlichen mit dem zweiten auf die
Stimulation folgenden Extremwert (61) des Mittelungs
signals oder des Differenzsignals oder im wesentli
chen mit der T-Welle eines EKG-Signals beginnt und
eine vorzugsweise von der Dauer der vorangegangenen
Pulsperiode abhängige Zeitdauer hat, die so bemessen
ist, daß das Zeitfenster vor der nächsten Stimulation
endet.
11. Anordnung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet,
daß die dritten Mittel (23b, 57) zur P-Wellen-Synchro
nisierung eines frequenzadaptiven Herzschrittmachers
auf die Größe des Differenzsignals ansprechen und ein
Triggersignal erzeugen, wenn das Differenzsignal
innerhalb des durch die fünften Mittel (21b) festge
legten Zeitfensters einen vorgegebenen Schwellwert
(59) überschreitet und daß ein auf die Triggersignale
ansprechender Frequenzregler (5b) eines Herzschritt
machers die Stimulationsfrequenz so regelt, daß die
Rate, mit der die Triggersignale auftreten, minimal
wird.
12. Anordnung nach Anspruch 10 oder 11, dadurch gekenn
zeichnet, daß die dritten Mittel (21b, 23b, 57)
sechste Mittel (57) umfassen, die ein selbsttätig dem
Nullpegel des Mittelungssignals folgendes Schwellwert
signal erzeugen.
13. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die dritten Mittel (69, 79, 82, 83, 85) für die
Integrationsberechnung einer Schlagvolumeninformation
aus dem Informationssignal oder dem Mittelungssignal
siebte Mittel (79, 82, 83, 85) umfassen, die ein
Integrationszeitintervall festlegen, das im wesentli
chen mit dem ersten, im Systolenabschnitt der Pulspe
riode auf die Stimulation folgenden Extremwert des
Differenzsignals beginnt und mit dem zweiten auf die
Stimulation folgenden Extremwert des Differenzsignals
endet.
14. Anordnung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet,
daß die siebten Mittel (79, 82, 83, 85) die zeitliche
Ableitung des Mittelungssignals erfassen und zur
Festlegung des Beginns des Integrationszeitintervalls
den ersten Extremwert des Differenzsignals nach dem
ersten Extremwert der zeitlichen Ableitung des Mitte
lungssignals ermitteln.
15. Anordnung nach Anspruch 13 oder 14, dadurch gekenn
zeichnet, daß die siebten Mittel (79, 82, 83, 85) das
Maximum des Informationssignals oder des Mittelungs
signals erfassen und das Integrationszeitfenster mit
dem ersten auf das Maximum folgenden Extremwert des
Differenzsignals beenden.
16. Anordnung nach einem der Ansprüche 13 bis 15, dadurch
gekennzeichnet, daß achte ein mittleres Schlagvolumen
errechnende Mittel (91) sowie neunte ein mittleres
Herzzeitvolumen durch Multiplikation des mittleren
Schlagvolumens mit der Pulsfrequenz errechnende
Mittel (97) vorgesehen sind.
17. Anordnung nach einem der Ansprüche 13 bis 16, dadurch
gekennzeichnet, daß Mittel zur Errechnung des Herz
zeitvolumens und Optimierung des Stimulationsfrequenz
bereichs eines Herzschrittmachers aufgrund des errech
neten Herzzeitvolumens vorgesehen sind.
18. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 17, dadurch
gekennzeichnet, daß das Informationssignal ein insbe
sondere intrakardial gemessenes Impedanzsignal ist.
19. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 17, dadurch
gekennzeichnet, daß das Informationssignal ein insbe
sondere intrakardial gemessenes Blutdrucksignal ist.
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