DE69712502T2

DE69712502T2 - Vorrichtung zur stimulation der herzfunktion

Info

Publication number: DE69712502T2
Application number: DE69712502T
Authority: DE
Inventors: Johan Lidman; Kjell Noren; Hans Strandberg
Original assignee: St Jude Medical AB
Current assignee: St Jude Medical AB
Priority date: 1996-09-30
Filing date: 1997-09-22
Publication date: 2002-10-31
Anticipated expiration: 2017-09-23
Also published as: WO1998014240A1; DE69712502D1; EP0929346B1; SE9603574D0; US6134472A; EP0929346A1

Description

GEBIET DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Bestimmen der optimalen Frequenz für die Aussendung eines Stimulationsimpulses zu einem Herz.

HINTERGRUND DER ERFINDUNG UND STAND DER TECHNIK

Die Fähigkeit die Herzfrequenz mittels einer elektrischen Stimulation zu steuern ist wesentlich für das Wohlbefinden und Überleben mancher Menschen, die an verschiedenen Mängeln ihrer Herzfunktion leiden. Batteriebetriebene Stimulationsvorrichtungen sind für unterschiedliche Arten von Störungen verfügbar.
Das Herz umfaßt ein linkes Atrium, ein rechtes Atrium, einen linken Ventrikel und einen rechten Ventrikel und enthält beispielsweise einen Sinusknoten (sinoatriellen Knoten SA- Knoten), einen Bereich aus einem speziellen Gewebe in der Wand des rechten Atriums vom Herzen. Normalerweise sendet dieser Bereich im gesunden Zustand periodisch wiederkehrende elektrische Impulse aus, von denen jeder einen Herzzyklus startet. Wenn sich der Impuls vom Sinusknoten über die Wände des Atriums fortpflanzt, triggert er das Zusammenziehen des Atriums zum Ausstoßen von Blut in den entsprechenden Ventrikel. Der Impuls wird zu einem weiteren Gewebebereich im Herzen geführt, der eine spezielle Verzögerungsfunktion aufweist, nämlich zum atrioventrikulären (AV)-Knoten, von dem aus er auf speziell elektrisch leitenden Gewebebahnen zu den Ventrikeln geführt wird. Es ist während dieser Phase, wenn der elektrische Impuls längs der leitenden Bahnen zu den Ventrikelwänden läuft, daß Blut vom Atrium zum Ventrikel "gepumpt" wird. In der Zeit, zu der dieser Impuls eintrifft, um die Zusammenziehung der Ventrikel zu triggern, sind die Ventrikel durch einströmendes Blut expandiert worden und in der Lage, sich zusammen zu ziehen, um Blut in die Lungen und das Kreislaufsystem zu pumpen. Nach jeder Kontraktion der Ventrikel startet eine Ruheperiode, während der sich die Atrien mit Blut füllen und diese dauert an, bis der SA-Knoten den nächsten Impuls erzeugt.
Der normale Rhythmus, d. h. der Sinusrhythmus, entsteht im SA-Knoten. Ein fehlerhafter Rhythmus bzw. eine fehlerhafte Frequenz, d. h. eine Arrhythmie, kann sich aus verschiedenen Gründen entwickeln. Zum Beispiel können die Bahnen aus elektrisch leitendem Gewebe zu oder in einem Ventrikel beschädigt oder blockiert sein, so daß die vom Atrium ausgesandten Impulse nicht in der Lage sind, eine Kontraktion des Ventrikels auszulösen. In solchen Fällen kann durch eine elektronische Stimulationsvorrichtung, d. h. einen Schrittmacher ein elektrischer Stimulationsimpuls zugeführt werden. Die Erzeugung von Stimulationsimpulsen durch die meisten der gegenwärtig in Gebrauch befindlichen Stimulationsvorrichtungen wird synchronisiert mit oder ist im allgemeinen abhängig von der inneren elektrischen Aktivität des Herzens. Diese Aktivität kann mittels Fühlerelektroden überwacht werden, die irgendwo im Körper des Patienten z. B. im oder benachbart zum Herzen plaziert sind.
Diese Fühlerelektroden in einem geeigneten System fühlen die elektrischen Spannungen ab, die während der Herzaktivität erzeugt werden. Die mit Oberflächenelektroden auf dem Äußeren des Körpers abgefühlte elektrische Spannung weist während eines Herzzyklus die folgende allgemeine Morphologie auf: Ein niedriger Spannungsimpuls, die P-Welle, kennzeichnet ein atrielles Ereignis, das, der Depolarisation der Muskelzellen in den Wänden des Atriums entspricht und diese Wände zu einer Kontraktion veranlaßt. Ein komplexerer Impulsabschnitt wird als QRS Komplex bezeichnet und umfaßt beispielsweise einen großen elektrischen Impuls. Dieser Bereich kennzeichnet ein ventrikuläres Ereignis in Form einer Depolarisation der Muskelzellen in den ventrikulären Wänden, wenn diese Zellen kontrahieren und es wird der tatsächliche Blutpumpprozeß des Herzens gestartet und durchgeführt. Ein niedriger Spannungsimpuls kennzeichnet weiterhin den Beginn der Repolarisation der Zellen in den ventrikulären Wänden, d. h. die Erholung von der vorhergehenden Kontraktion und wird als T-Welle bezeichnet. Diese Puls/Impulsabschnitte folgen normalerweise zeitlich aufeinander, d. h. eine P-Welle startet zuerst in einem Herzzyklus, gefolgt vom QRS-Komplex und schließlich der T-Welle. Diese Abschnitte sind nicht immer unterscheidbar in der elektrischen Spannung, die durch im oder beim Herzen plazierte Abfühlelektroden abgefühlt wird. So sind mit einer in einem Atrium plazierten Elektrode nicht die T-Welle und oft selbst nicht der QRS-Komplex erkennbar. Die P-Welle ist nicht sichtbar mit einer Elektrode im Ventrikel.
Eine typische Stimulationsvorrichtung kann in der folgenden allgemeinen Weise arbeiten: Die Stimulationsvorrichtung wartet auf ein atrielles Ereignis, das durch eine entsprechende elektrische Aktivität im Herzen, d. h. in der Praxis der vorgenannten P-Welle signalisiert wird. Falls innerhalb einer ersten Zeitdauer (einer atriellen Escape-, d. h. Auslöse-Periode) keine P-Welle festgestellt wird, wird zum Atrium des Herzens ein Stimulationsimpuls ausgesandt, der die Muselzellen in den atriellen Wänden stimuliert und sie zu einer Kontraktion veranlaßt. Es wird dann ein ventrikuläres Ereignis erwartet, d. h. die Vorrichtung analysiert das vom Herzen im Hinblick auf das Vorhandensein eines QRS-Komplexes gelieferte Spannungssignal. Falls innerhalb einer zweiten Zeitdauer (einem ventrikulären Escape-, d. h. Auslöse-Intervall) kein derartiger Komplex festgestellt wird, wird ein Stimulationsimpuls zum Ventrikel ausgesandt, woraufhin erneut die elektrische Aktivität im Atrium erwartet wird. Das Intervall zwischen dem Aussenden der Stimulationsimpulse zum Atrium und zum Ventrikel ist gleich dem Unterschied in der Zeit zwischen dem ersten und zweiten Intervall und wird als AV-Verzögerung bezeichnet. Sie entspricht normalerweise einem Intervall das 100 bis 200 Millisekunden dauert.
Normalerweise bestimmen frequenzmodulierende Stimulationsvorrichtungen, die derzeit in Gebrauch sind, die Frequenz für die Aussendung von Stimulationsimpulsen als Funktion des Meßwerts bzw. der Meßwerte für einen oder eine Vielzahl von Parametern, die sich auf die physische Belastung beziehen, der eine Person unterworfen ist. Diese Meßwerte werden durch geeignete Fühler abgefühlt, die in verschiedener Weise ausgebildet sind. Ein derartiger Fühler kann ein elektrisch betriebener Strömungsmesser sein, wie er in der veröffentlichten europäischen Patentanmeldung EP-A1 0 634 192 gezeigt ist. In anderen Fällen wird die Impedanz eines Herzventrikels bestimmt und demzufolge das Schlagvolumen. Die elektrische Impedanz wird zwischen einer Stimulationselektrode in einem Ventrikel und einer weiteren Elektrode im Körper oder speziell im Herzen gemessen, wie dies der Fall ist im US-Patent US-A 5,417,715.
Bei bestimmten Ausführungsformen, z. B. wie sie in dem genannten US-Patent beschrieben sind, wird nur der fortlaufende Herzzyklus beobachtet und eine geeignete Zeit zur Erzeugung eines Stimulationsimpulses wird im wesentlichen aus Meßwerten bestimmt, die zuvor im gleichen Zyklus erhalten worden sind, wohingegen Messungen in früher vorgeschlagenen Ausführungsformen über eine Vielzahl von Herzzyklen durchgeführt worden sind, die in bestimmten Fällen zeitlich gut getrennt sein können. Im Prinzip wird, wie dies auch in dem genannten US-Patent diskutiert wird, ein gut ausgewählter oder vorteilhafter Zeitpunkt zur Herzstimulation als derjenige angesehen, wenn sich in einem Ventrikel genügend Blut befindet, um aus diesem ausgepumpt zu werden. Eine derartige Stimulation erinnert weitgehend an eine solche, die in einem gesunden Herzen auf natürliche Weise auftritt. Somit sollte eine Anstrengung unternommen werden, um eine Herzfrequenz auszuwählen, die ermöglicht, diese Zeitpunkte zu erhalten oder wenigstens Zeitpunkte die nicht zu weit von diesen Zeitpunkten entfernt sind. Herzstimulationsausgestaltungen die solche Zeitpunkte liefern sind bekannt durch z. B. die vorgenannte US-Patentschrift und werden im Folgenden diskutiert.
Die europäische Patentschrift EP-B1 0 551 355 zeigt, wie das Intervall das zwischen zwei aufeinander folgenden Stimulationsimpulsen verstreicht, kontinuierlich variiert oder mit Hilfe einer Messung eines Parameters für die Aktivität des Herzens zurückgestellt wird. Der Parameter wird gemessen bezüglich einer einzigen Änderung in der Dauer des stimulierten Herzzyklus verglichen mit dem Meßwert für den vorhergehenden Herzzyklus. Die individuellen Änderungen, die nur für Meßzwecke gemacht sind, werden ausgeführt mit Intervallen zwischen denselben, die den allgemeinen Druck im Kreislaufsystem nicht beeinträchtigen. Der Parameter ist die Impedanz zwischen beispielsweise einer im Herzen plazierten Elektrode und einem Schrittmachergehäuse und diese Impedanz repräsentiert das oder bezieht sich auf das Herzschlagvolumen. Es wird das Verhältnis zwischen Impedanzänderungen gebildet, die gleich sind aber entgegengesetzte Größe haben, im Intervall zwischen den Stimulationsimpulsen und dieser Wert wird verglichen mit einem Bezugswert, der konstant oder von der Herzfrequenz abhängig sein kann. Wenn eine hämodynamische Frequenzoptimierung vorgeschlagen wird, wird die Zeitdauer, die zwischen zwei Stimulationsimpulsen verstreicht, auf einzelne Ereignisse reduziert bis die Änderung in der Impedanz aufhört, zuzunehmen, ein Verfahren, das ein Maß des Schlagvolumens liefert. Es muß angenommen werden, daß die normale Stimulation zu langsam ist und eine suboptimale Stimulationsfrequenz benutzt wird, die das Ergebnis mit einer Frequenz sein sollte, die dem Intervall entspricht, wenn die Impedanzänderung aufhört, zuzunehmen.
Die US-Patentschrift US-A 5,156,147 zeigt einen adaptiven Schrittmacher, bei dem die Änderung im vom Herzen gepumpten Volumen pro Zeiteinheit, d. h. das Herzminutenvolumen (cardiac output CO) bestimmt wird, wenn die Herzfrequenz zunimmt. Falls die Änderung negativ ist, d. h. ein verringertes Herzminutenvolumen das Ergebnis ist, wird die Zunahme in der Herzfrequenz annulliert. Es ist auch zu bemerken, daß die Zunahme bei einer möglichen Ausführungsform annuliert werden kann, falls die Zunahme in der Herzfrequenz einen Abfall im Steigerungsbetrag für das Herzminutenvolumen verursacht.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Aufgabe der Erfindung ist es Vorrichtungen verfügbar zu machen, die eine einfache und effektive Steuerung der Emission von Stimulationsimpulsen anbieten, mit einer Frequenz bzw. einem Rhythmus, der so ausgewählt ist, daß die Funktion des Herzens, das diese Impulse empfängt, weitgehend die Funktion eines normal arbeitenden Herzens simuliert, wodurch die Beaufschlagung mit einer unnötig großen Belastung des Herzmuskels bei einer vorgegebenen Last verhindert wird.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist es, Vorrichtungen verfügbar zu machen, die Stimulationsimpulse an das Herz einer Person abgeben mit einer Frequenz oder einem Rhythmus, der automatisch auf die Arbeitslast eingestellt wird, der die Person unterworfen ist.
Damit ist das Problem, das die vorliegende Erfindung lösen will, Stimulationsvorrichtungen verfügbar zu machen, die auf sichere und effektive Weise die optimalen Zeitpunkte für die Erzeugung von Stimulationsimpulsen bestimmen, durch den Einsatz eines zuverlässigen und vorzugsweise einfachen Algorithmus. Die Zeitpunkte für die Impulsemission müssen auch fortlaufend an die maßgebende physische Arbeitsbelastung einer Person adaptiert werden.
Es wird angenommen, daß in der gleichen Weise, wie bei der oben genannten US-Patentschrift 5,417,715, der Zeitpunkt, bei dem ein Stimulationsimpuls erzeugt werden soll, so ausgewählt wird, daß in jedem Herzzyklus ein optimales Füllen des Herzventrikels erreicht wird. Somit wird die niedrigst mögliche Herzfrequenz für jede Belastungsituation benutzt, d. h. die Menge an pro Zeiteinheit benötigtem Blut, um sie an die physische Arbeitsbelastung anzupassen und hierdurch den Herzmuskel nur mit einer geringen Beanspruchung zu beaufschlagen. Bei der Bestimmung dieser Zeitpunkte und der entsprechenden Herzfrequenz und des Stimulationsintervalls, wobei das Stimulationsintervall die Zeit bedeutet, die zwischen aufeinander folgenden Stimulationsimpulsen verstreicht, wird das Stimulationsintervall um einen Wert herum variiert, der für den Augenblick in einer ähnlichen Weise verglichen zu der Prozedur ausgewählt ist, wie sie in den genannten Patenten EP-B1-0,551,355 und US- 5,156,147 beschrieben ist und es wird ein Maß für den Füllungsgrad als Funktion der Herzfrequenz bestimmt. Die Zeitdauern der Herzzyklen, die einer Vielzahl von unterschiedlichen Herzfrequenzen entsprechen, werden benutzt und dann die Meßwerte für den entsprechenden Füllgrad geliefert.
Um eine einfache und zuverlässige Bestimmung des optimalen Intervalls zu erzielen, wird eine geeignete mathematische Funktion sowohl der Herzfrequenz als auch des Füllgrades ausgewählt, die einen Extrempunkt zustande bringt, d. h. einen Spitzenwert, bei der optimalen Herzfrequenz. Eine derartige Ausgestaltung könnte auch die Effizienz der Steuerung und Rechenschaltungen in der Stimulationsvorrichtung vereinfachen und verbessern. Es wird eine Herzfrequenz ausgewählt, die die Funktion eines Extremwertes, insbesondere eines Spitzenwertes, liefert und dieser wird nachfolgend benutzt als neue optimale Herzfrequenz. Eine bevorzugte mathematische Funktion ist das arithmetische Produkt aus der Herzfrequenz und dem Schlagvolumen im Quadrat.
Gemäß der genannten US-Patentschrift 5,156,147 wird zur Bestimmung der optimalen Herzfrequenz eine mathematische Funktion, das Herzminutenvolumen, welches das arithmetische Produkt aus Herzfrequenz und Schlagvolumen darstellt, benutzt. Bei dieser Funktion wird die Herzfrequenz bestimmt, bei der die Funktion einen Knick aufweist, d. h. von einer im wesentlichen konstanten Progression zu einer schwächer werdenden Progression wechselt. Ein an der Schnittstelle zweier gerader Linien oder Kurven erhaltener Knick wird natürlich einfach bestimmt, da er am Schnittpunkt zwischen den Linien bzw. Kurven zu finden ist. Für Funktionen, die in physischen Prozessen erhalten oder gemessen werden und die in einem Bereich einen Knick entwickeln, besteht der Knick im allgemeinen aus einem sanften Übergang, beispielsweise zweier im wesentlichen gerader Linien. Es ist dann mathematisch schwierig, eindeutig den Punkt des sanften Übergangs an dem sich der Knick befindet oder befinden sollte, zu bestimmen. Eine derartige Bestimmung der Stelle eines Knicks in einer Funktion die physisch bestimmt ist, wird dann schwieriger und unzuverlässiger als die Bestimmung beispielsweise eines Spitzenwertes für eine physische Funktion. Die Bestimmung eines Knicks macht auch einen komplexeren Algorithmus erforderlich, der unterschiedliche logische Wahlmöglichkeiten oder Vergleiche enthält und deshalb keinen Standart darstellt und der durch die elektronischen Rechenschaltungen in der Stimulationsvorrichtung verarbeitet werden muß, wodurch wiederum die Komplexität der Schaltung vergrößert wird. Eine Vergrößerung in der Komplexität der Schaltung kann wiederum den Leistungsverbrauch der Schaltung erhöhen.
Die elektrische Impedanz, die zwischen einer in einem Herzventrikel plazierten Elektrode und einer weiteren Elektrode gemessen wird, die innerhalb oder außerhalb des Herzens plaziert werden kann, bezieht sich auf die Menge an Blut im Herzventrikel. Insbesondere kann die Impedanz bestimmt werden, wenn sie einen Spitzenwert erreicht, der auftritt, wenn der Herzventrikel eine minimale Menge an Blut enthält. Die Impedanz kann ferner im selben Herzzyklus bestimmt werden, unmittelbar bevor das Blut aus dem Ventrikel ausgestoßen wird, wenn der Tiefpunkt für die Impedanz erreicht wird, d. h. in der Praxis unmittelbar vor der Emission eines Stimulationsimpulses, z. B. eines Impulses zum Stimulieren einer atriellen Kontraktion. Der Unterschied zwischen den Impedanzwerten, die im selben Herzzyklus gemessen werden, bildet ein relatives Maß für das Schlagvolumen, so daß diese Differenz mit bestimmten Einschränkungen als eine streng abnehmende Funktion des Schlagvolumens angesehen werden kann, mit dem Ergebnis, eines eins-zu-eins Verhältnisses zwischen dem Wert für die Impedanz und dem Wert für das Schlagvolumen. Anstelle einer Funktion der Herzfrequenz und des Schlagvolumens kann eine entsprechende Funktion der Herzfrequenz und des Impedanzunterschieds benutzt werden, die Extremwerte für die gleichen Werte hinsichtlich der Herzfrequenz aufweist. Damit kann eine Funktion benutzt werden, die das Produkt aus Herzfrequenz und Impedanzunterschied im Quadrat ist.
Wenn ein geeignetes Zeichen ausgewählt wird, kann die gewählte Funktion stets so ausgebildet werden, daß sie bei einer vorgegebenen Herzfrequenz eine Spitze aufweist, im Folgenden als "die optimale Herzfrequenz" bezeichnet. Die diesen Spitzenwert liefernde Herzfrequenz kann auf verschiedene Weise bestimmt werden.
Eine einfache Methode besteht darin, den Schrittmacher zu veranlassen, daß dieser mit einer festen Frequenz stimuliert und zufälligen Intervallen eine Länge zuzuweisen, die von der Länge der Intervalle der festen Frequenz abweicht. Es wird wenigstens für den Herzzyklus mit einer geänderten Dauer eine Art der Bestimmung des Schlagvolumens durchgeführt, z. B. die Impedanz gemessen, und es kann der Wert der gewählten Funktion berechnet werden. Dieser Wert für die Funktion wird mit einem entsprechenden Wert für eine Funktion verglichen, der berechnet wurde bei der unmittelbar vorhergehenden Bestimmung. Falls sich der neue Funktionswert als größer erweist, wird das Intervall benutzt zur Bestimmung desjenigen Wertes, der näher an der Herzzyklusdauer liegt, welche der optimalen Herzfrequenz entspricht. Das Intervall mit der geänderten Dauer wird dann anschließend benutzt und die feste Herzfrequenz wird so abgeändert, daß sie einem Herzzyklus unter Verwendung der Länge des Intervalls entspricht. Andernfalls ist das bei der festen Herzfrequenz benutzte Intervall vorübergehend so gesetzt, daß es näher an der Herzzyklusdauer liegt, welche den optimalen Rhythmus verwendet. Es muß dann keine Änderung in der Einstellung der festen Herzfrequenz vorgenommen werden.
Jedoch ist in jedem Fall nicht bekannt, ob die ausgewählte Herzfrequenz optimal ist, so daß einem individuellen Intervall erneut eine unterschiedliche Dauer zugeordnet wird. Die Dauer dieses Intervalls kann z. B. so gewählt werden, daß die Änderung bezüglich der maßgebenden festen Herzfrequenz entgegengesetzt gerichtet zur Änderung ist, die einen unteren Funktionswert bei der vorhergehenden Bestimmung zum Ergebnis hat, unter Verwendung eines Testintervalls mit einer abweichenden Dauer. Bei einem hiervon etwas verschiedenen Verfahren wird der Differenz zwischen der Dauer der neuen Intervalleinstellung und der Dauer des Intervalls, das der maßgebenden festen Frequenz entspricht, ein arithmetisches Zeichen zugeordnet, das entgegengesetzt zu dem Zeichen für das unmittelbar vorhergehende Testintervall ist, in Fällen, in denen keine Änderung in der Herzfrequenz durchgeführt wurde. In Fällen, in denen eine Änderung durchgeführt wird, kann das Zeichen für den Unterschied auf das gleiche Zeichen eingestellt werden, wie für den für das vorhergehende Testintervall berechneten Unterschied. Diese Änderungen in der Dauer der individuellen Herzzyklen werden vorgenommen, bis zwei aufeinander folgende Funktionswerte berechnet worden sind, die nicht in der Lage sind, irgendeine Änderung in der maßgebenden festen Frequenz zu erzeugen. Die maßgebende feste Frequenz ist dann so nahe am optimalen Wert, wie dies mit dieser schrittweisen Methode bestimmt werden kann.
In Fällen, in denen Funktionswerte für zwei aufeinander folgende Testintervalle identisch sind, kann angenommen werden, daß die optimale Frequenz einer Herzzyklusdauer entspricht, die zwischen den Zeitdauern dieser Testintervalle liegt. Die optimale Frequenz kann dann auf einen Wert eingestellt werden, der z. B. einer Herzzyklusdauer entspricht, die den Mittelwert der Dauer dieser Testintervalle darstellt.
Falls andere Unregelmäßigkeiten bei den Meßwerten vorliegen, wie die Bildung eines Plateaus in der Morphologie der ausgewählten Funktion, könnte dieses einfache Verfahren zu einer unzuverlässigen Optimierung der Herzfrequenz führen. Um durch die Meßdaten verursachte Fehler zu reduzieren, werden zur Bestimmung einer optimalen Herzfrequenz vorzugsweise Meßwerte benutzt, die für mehr als zwei Intervalle mit verschiedenen Zeitdauern und einer Gewichtung der aus diesen Meßwerten berechneten Funktionswerte bestimmt werden. Damit kann ein Meßverfahren eingesetzt werden, das eine Veränderung in den Herzzyklen zur Folge hat, chronologisch getrennt voneinander, bei dem die allgemein verwendete maßgebliche Herzfrequenz in der gleichen Weise wie bei der genannten europäischen Patentschrift EP-B1 0 551 355 variiert wird. Die Werte für die ausgewählten Funktionen werden für die verschiedenen Herzzykluseinstellungen, speziell für Herzzyklen mit voneinander abweichenden Längen, berechnet und die Dauer des Herzzyklus, die eine Spitzenfunktionsausbildung produziert, wird aus diesen Funktionswerten bestimmt. Die einfachste Art eine Bestimmung durchzuführen ist, die Herzzyklusdauer zu nehmen und der zugeordneten Herzfrequenz den Spitzenwert zuzuführen und diese Frequenz als neue Herzfrequenz einzusetzen. Eine genauere und zuverlässigere Bestimmung kann erfolgen durch Annähern der berechneten Werte mittels einer einfachen Funktion, z. B. einer Funktion zweiten Grades, wie einer Parabelfunktion und berechnen der entsprechenden Herzzyklusdauer aus dem Spitzenwert der angenäherten Funktion mit darauf folgender Benutzung zum Stimulieren des Herzens.
Diese Prozedur kann jedoch in unnötiger Weise kompliziert sein und außerordentlich lange Regelzeiten zur Folge haben. Da manchmal eine schnelle Anpassung der Herzfrequenz an die neuen und geänderten physiologischen Erfordernisse notwendig ist, könnte es eine geeignetere Prozedur sein, kontinuierliche Suchen durchzuführen, so daß die Dauer jedes Stimulationsintervalls sich von der Dauer des vorhergehenden Intervalls unterscheidet. Die Änderungen gegenüber der optimalen Herzzyklusdauer sollten dann so wenig differieren, daß keine merkliche Änderung in der durchschnittlichen Blutpumpkapazität vorliegt, während sie noch so groß wie möglich sein sollte, um die Genauigkeit bei der Bestimmung des Blutvolumens und insbesondere bei der Bestimmung der Unterschiede in der Impedanz zu vergrößern. Eine neue optimale Herzfrequenz wird für jeden Herzschlag aus den neuesten berechneten Funktionswerten berechnet. Alternativ kann eine neue optimale Herzfrequenz berechnet werden nach jeder Reihe einer Anzahl aufeinander folgender Herzzyklen mit variierenden Zeitdauern, wobei die Zahl größer als zwei, beispielsweise vier ist und die Berechnungen nur auf Funktionswerten gegründet werden, die für die Herzzyklen in diesen Reihen bestimmt worden sind. Bei einer bevorzugten Ausführungsform können deshalb die Impedanzmessungen durchgeführt werden für eine Vielzahl aufeinander folgender Herzzyklen deren Dauer variiert wird von einer Herzzyklusdauer aus, die als die im moment beste angenommen wird und die der optimalen Herzfrequenz, wie oben, entspricht. So wird die Herzzyklusdauer für jeden neuen Zyklus geändert und dies sollte durchgeführt werden so, daß das durchschnittliche Intervall zwischen Stimulationsimpulsen im wesentlichen das gleiche ist, wie für die berechnete optimale Dauer im betreffenden Augenblick oder gleich einem Bezugswert für die Dauer wenigstens für die Intervalle zwischen mehreren aufeinander folgenden Stimulationsimpulsen. Die Dauer der Intervalle zwischen den Stimulationsimpulsen sollte auch in einer abwechselnden Weise vom Bezugswert abweichen, so daß abwechselnd die Dauer jedes zweiten Intervalls den Bezugswert überschreitet und die Dauer jedes zweiten Intervalls kleiner als der Bezugswert ist.
Bei diesen Verfahren mit kontinuierlicher Suche wird die optimale Herzfrequenz, die dem Bezugswert für die Stimulationsintervalle entspricht, kontinuierlich eingestellt. Die Stimulation wird nicht exakt so durchgeführt, daß der Bezugswert für den nächsten Herzzyklus und das Stimulationsintervall erhalten wird, sondern mit einer geeigneten ausgewählten Abweichung, so daß ein möglicher neuer Bezugswert schnell und zuverlässig auffindbar ist. Eine zusätzliche Verbesserung bei der Bestimmung der optimalen Herzfrequenz kann erzielt werden, wenn die Berechnungen einen neuen Bezugswert erlauben, in Beziehung auf die unmittelbar vorhergehenden Bezugswerte, z. B. so, daß keine Änderungen durchgeführt werden, die zu schnell und/oder zu lange sind, mit Hilfe einer rekursiven Tiefpassfilterung der Bezugswerte.
Bei den oben beschriebenen Ausführungsformen werden nur ein paar augenblickliche Werte verglichen und es ist keine absolute Bezugsgröße erforderlich für die gemessenen Signale. Damit muß die Impedanzmessung nur für eine relativ kurze Zeitdauer stabil sein. Die Impedanzmessung muß eine gute Empfindlichkeit aufweisen.

BESCHREIBUNG DER FIGUREN

Die Erfindung wird nun im einzelnen in Form nicht begrenzender Ausführungsformen erläutert, unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen, in denen
- Fig. 1 ein Diagramm einer physischen Variablen und zweier abgeleiteter Einheiten für ein Herz als Funktion der Herzfrequenz darstellt;
- Fig. 2 eine schematische Ansicht eines Herzens mit einer Stimulation in nur einem Ventrikel ist;
- Fig. 3 ein Blockdiagramm einer Stimulationsvorrichtung darstellt;
- Fig. 4a ein Elektrokardiogramm ist;
- Fig. 4b ein Diagramm ist, das die Impedanz darstellt, welche über einem Herzventrikel gemessen wurde, als Funktion der Zeit mit der gleichen Zeiteinteilung wie bei Fig. 4a;
- Fig. 5a-5c Flußdiagramme darstellen, für die Prozeßschritte, die durch einen Mikroprozessor durchgeführt werden mit unterschiedlichen Bestimmungsalgorithmen für die eingestellte Herzzyklusdauer und
- Fig. 6 ein Flußdiagramm darstellt zur Bestimmung des Wertes, der in einer Spitze resultiert für eine Funktion, die aus den gemessenen Werten berechnet ist;
- Fig. 7 ein Diagramm darstellt, das die Funktion HF als Funktion des Stimulationsintervalls T zeigt.

BEVORZUGTE AUSFÜHRUNGSFORM

Fig. 1 zeigt verschiedene Einheiten, die charakteristisch für das Pumpen von Blut eines Herzens sind, als Funktion des Herzrhythmus oder der Herzfrequenz. Die ausgezogene Linie SV bezeichnet das Schlagvolumen des Herzens, d. h. die Menge an Blut, die durch einen Herzventrikel in einem Herzzyklus gepumpt wird. Wenn die Herzfrequenz niedrig ist, ist das Schlagvolumen direkt auf das maximale Blutfüllvolumen des Herzventrikels bezogen, bevor der Ventrikel sich zusammenzieht um das Blut auszustoßen. Wie die Figur zeigt, weist das Schlagvolumen im dargestellten Bereich einen relativ konstanten Verlauf auf, wenn die Herzfrequenz zunimmt. Die Kurve beginnt jedoch von einem Knickpunkt an gleichmäßig linear abzufallen. Die abfallende Kurve zeigt an, daß der Herzventrikel bei hohen Schlagfrequenzen nicht genügend Zeit hatte, um sich vollständig mit Blut zu füllen. Die Kurve CO bezeichnet das Volumen des pro Zeiteinheit ausgestoßenen Blutes, d. h. das Herzminutenvolumen und ist das Produkt aus Schlagvolumen SV x Herzfrequenz HR. Es zeigt einen entsprechenden Verlauf mit einem Knickpunkt beim gleichen Wert für die Herzfrequenz. Diese Kurve verläuft somit im allgemeinen linear hoch bis zum Knickpunkt und weist danach einen im wesentlichen konstanten Verlauf auf. Die optimale Frequenz, bei der das Herz vorzugsweise stimuliert werden sollte, um die niedrigst mögliche Herzfrequenz zu erzielen, entsprechend einer Anpassung an die äußere physische Arbeitsbelastung und einer Versorgung der Lunge oder des Kreislaufsystems mit dem nötigen Blutfluß, liegt irgendwo in der Nähe des Knickpunktes.
Die Lage des Knickpunktes kann, wie es in der US-Patentschrift 5,156,147 gezeigt ist, adaptiv bestimmt werden durch schrittweises Vergrößern und Verringern der Herzfrequenz und durch Bestimmen, ob das Herzminutenvolumen zunimmt oder konstant bleibt. Jedoch ist die Angabe eines Kriteriums z. B. für die Bedingung, daß die Kurve CO im wesentlichen konstant sein muß, schwierig. Eine weitere nicht beachtete Schwierigkeit ist es, auf einer Kurve in einem Bereich in dem ein sanfter Übergang zwischen zwei Kurvenabschnitten mit unterschiedlichem Verlauf stattfindet, einen Knickpunkt klar zu definieren. So wäre es wünschenswert, wenn ein Extrempunkt, wie eine Spitze für eine geeignete Funktion stattdessen gesucht werden könnte. Im Prinzip kann eine Spitze im allgemeinen bestimmt werden durch einfache Vergleiche und sie ist viel einfacher zu bestimmen als der genannte Knickpunkt zwischen einem linear ansteigenden bzw. abfallenden Abschnitt und einem Abschnitt mit konstantem Verlauf. Verschieden mögliche, neue Funktionen können von dem allgemeinen Verlauf der in Fig. 1 dargestellten Funktionen abgeleitet werden. So können geeignete lineare Funktionen von den Kurven SV und CO subtrahiert werden. Eine andere Möglichkeit ist es, ein geeignetes Produkt aus den Faktoren die HR und SV enthalten, zu bilden, in dem diese z. B. Potenzen sein könnten. Eine derartige Kurve HF ist in Fig. 1 durch eine gestrichelte Linie dargestellt und sie wurde abgeleitet aus der Beziehung HF = HR·SV² = SV ·CO, d. h. es ist das Produkt aus den Kurven die in Fig. 1 mit ausgezogenen Linien dargestellt sind.
Eine Bestimmung der Maxima gemäß Obigem kann durchgeführt werden in einem Herzstimulator 1 (s. Fig. 2 in der die Verbindungen zu einem Herz schematisch veranschaulicht sind). Der Stimulator bzw. Schrittmacher 1 ist durch elektrische Leitungen 3 und 5 an eine Endelektrode 7 und eine Ringelektrode 9 angeschlossen, die mit einem Herz verbunden sind. Der Stimulator 1 emittiert und liefert über die Elektroden 7, 9 Stimulationsimpulse an das Herz.
Der innere Aufbau der Stimulationsvorrichtung 1 ist in einem Übersichtsblockdiagramm in Fig. 3 dargestellt. Eine Impedanzmeßschaltung 11, die mit den Elektrodenleitungen 3 und 5 verbunden ist, wird benutzt zur Bestimmung der Blutmenge im Herzventrikel und demgemäß des Schlagvolumens. In durch einen Mikroprozessor 13 festgelegten Intervallen emittiert die Vorrichtung ein z. B. 4 kHz Wechselstromsignal geringer Stromstärke von kurzer Dauer. Während dieser Zeit wird die elektrische Impedanz, d. h. der elektrische Strom in Beziehung zu dem angelegten Spannungssignal gemessen. Der Mikroprozessor 13 empfängt von der Impedanzmeßschaltung den gemessenen Impedanzwert für die weitere Verarbeitung. Alternativ kann die Impedanz zwischen einer Elektrode im Herzventrikel und einer außerhalb des Herzens gelegenen Elektrode, wie dem Metallgehäuse, das üblicherweise die Stimulationsvorrichtung einschließt, gemessen werden.
Der Mikroprozessor 13 ist außerdem mit einem Nur-Lesespeicher 15, ROM, und einem Lese/Schreib-Speicher 17, RAM verbunden. Er sendet Informationen aus an die elektronischen Schaltungen 19, die verschiedene Steuerschaltungen für z. B. die Erfassung elektrischer Ereignisse im Herzen enthalten, welche atrielle oder ventrikuläre Kontraktionen kennzeichnen, zum Emittieren von Stimulationsimpulsen.
Bei dem beschriebenen Aufbau ist der Mikroprozessor 13 in der Lage, die elektrische Impedanz in geeigneten Zeitpunkten zu messen um ein Maß der ventrikulären Füllung zu erhalten. Ein Messen der Impedanz Z&sub1; (s. Fig. 4a die unten diskutiert wird) kann geeignet sein bei einem Zeitpunkt, bei dem die Impedanz einen Spitzenwert erreicht und der Herzventrikel vollständig geleert worden ist. Dies ereignet sich bei einer annähernd festen Zeit um 250 bis 300 Millisekunden nach dem Stimulationsimpuls (s. Fig. 4b und die unten folgende Diskussion). Die Impedanz Z&sub2; kann ferner unmittelbar vor der Emission eines Stimulationsimpulses gemessen werden. Die Differenz ΔZ = Z&sub1; - Z&sub2; zwischen den Meßwerten liefert ein Maß für das Schlagvolumen. Eine Funktion HFZ, die für eine Maximalwertbildung geeignet ist, kann berechnet werden aus HFz = (Z&sub1; - Z&sub2;)²·HR. Gemäß den obigen Ausführungen ist diese Funktion annähernd proportional zu HF und hat die gleichen Extremwerte. Eine zusätzliche Impedanzmessung könnte auch gemacht werden zwischen den beschriebenen Messungen in einem festen Intervall nach dem Stimulationspunkt, wobei das Intervall beträchtlich länger als das erste ist. Es wird dann ein komplizierterer Ausdruck für eine geeignete Funktion zur Verwendung bei der Optimierung erhalten.
Bei der nachfolgenden Bestimmung der Herzfrequenz oder des entsprechenden Stimulationsintervalls, das den genannten Spitzenwert liefert, wird für eine Vielzahl aufeinander folgender Herzzyklen, die zwischen zwei Stimulationsimpulsen verstreichende Zeitdauer variiert, d. h. die Zyklusdauer wird variiert. Die Impedanzdifferenz gemäß dem oben Beschriebenen wird für diese Zyklen so bestimmt, daß die Unterschiede eine Funktion des Stimulationsintervalls oder äquivalent hierzu, der Herzfrequenz bilden. Wie in dem Diagramm nach Fig. 7 gezeigt ist, kann die Funktion beispielsweise für vier verschiedene Stimulationsintervalle bestimmt werden, die als Ti-3, Ti-2, Ti-1, Ti bezeichnet sind. Die Impedanzdifferenz für das Stimulationsintervall Topt., das als das im Augenblick optimale Intervall angesehen wird, kann offensichtlich auch leicht berechnet und benutzt werden, selbst wenn dies nicht erforderlich ist. Die geänderten Stimulationsintervalle können z. B. so ausgewählt werden, daß sie symmetrisch in Paaren um das optimale Stimulationsintervall liegen, wie Ti-3 = Topt. + ΔT, Ti-2 = Topt. - ΔT, Ti-1 = Topf. + 2·ΔT, Ti = Topt. - 2·ΔT, wobei ΔT eine geeignete kleine Zunahme im Stimulationsintervall bedeutet. In der Regel verursachen derartige Veränderungen in der Dauer der Zyklen kein großes Unbehagen beim Patienten oder eine Unterbrechung der Herzfunktion, vorausgesetzt, daß die Variationswerte klein sind. Eine maximale Variation in der Dauer des Zyklus, die einer Frequenzänderung von ± 5 Herzschlägen pro Minute entspricht, ist deshalb in vielen Fällen zulässig. ΔT bei dem oben genannten Beispiel würde dann einer Frequenzänderung von 2,5 Schlägen pro Minute entsprechen. Eine weitere paarweise symmetrische Verteilung der Meßpunkte um Topt., die zu einer gleichmäßigen Verteilung führt, wird geliefert durch Ti-1 = Topt. + ΔT, Ti-2 = Topt. - ΔT, Ti-1 = Topt. + 3·ΔT, Ti = Topt. - 3·ΔT. In diesem Fall entspricht ΔT einer Herzfrequenz von 5/3 = 1,67 Herzschlägen/Minute. Die Abweichungen bei diesen Beispielen sind so, daß abwechselnd positive und negative Abweichungen auftreten und auf Abweichungen mit einem positiven Vorzeichen folgen Abweichungen der gleichen Größe, aber mit einem negativen Vorzeichen, wodurch jedes Paar von Abweichungen einen Mittelwert erreicht, der gleich dem optimalen Stimulationsintervall ist. Der Mittelwert der Abweichungen, der einer Änderung im optimalen Stimulationsintervall folgt, wird ebenfalls gleich dem optimalen Stimulationintervall bis zur nächsten Änderung im optimalen Stimulationsintervall.
Eine Alternative zu dieser Prozedur besteht darin, nur den Unterschied in der Impedanz bei einer einzigen Änderung in der Dauer des Stimulationsintervalls zu messen und dann nur z. B. den viert- bzw. fünft-letzten Differenzwert bei der Bestimmung des Maximums HF der Funktion zu benutzen, so daß mehr "kontinuierliche" Bestimmungen durchgeführt werden. Dies kann jedoch ziemlich komplexe Wahlen bei der Dauer der geänderten Stimulationsintervalle erforderlich machen.
Alternativ, z. B. in Fällen, in denen derartige aufeinander folgende Veränderungen bei der Dauer der Herzzyklen für den Patienten zu unangenehm sein würden, kann die Prozedur gemäß der oben genannten europäischen Patentschrift EP-B1 0 551 335 angewandt werden. Bei dieser Prozedur kann das Intervall zwischen zwei Stimulationsimpulsen geändert werden, während individueller, nicht aufeinander folgender Herzzyklen, die durch eine Vielzahl von Herzzyklen mit regulärem Stimulationsintervall getrennt sind, das zu der betreffenden Zeit als optimal angesehen wird.
Der Wert der Funktion HF gemäß Obigem kann berechnet werden aus den Impedanzdifferenzen und den zugeordneten Werten für die Dauer der Stimulationsintervalle. Gemäß einer einfachen Prozedur kann ein neues, optimales Stimulationsintervall Topt., das den größten Wert für die Funktion HF ergibt, aus den Werten ausgewählt werden, für die die Impedanzmessungen durchgeführt wurden.
Alternativ kann eine Kurvenannäherungsmethode zur Bestimmung eines Punktes, bei dem HF einen Maximalwert aufweist, benutzt werden. Es wird eine geeignete Funktion ausgewählt, die eine angemessene einfache Progression darstellt, deren Anpassung an die gemessenen HF-Werte erwartet werden kann (s. Fig. 1), d. h. an die Spitze der gestrichelten Kurve. Eine derartige Funktion, die leicht berechnet und benutzt werden kann, ist eine Funktion zweiten Grades, d. h. eine Parabel. HFz.par = A·(T - Topt.neu)² + B, in der A, B, Topt.neu Konstante sind, die während der Anpassung bestimmt werden und Topt.neu direkt den Stimulationsintervallwert bezeichnet, für den diese Funktion ein Maximum aufweist. Die Funktion zweiten Grades kann auch geschrieben werden HFz.par = a + bT&sub0; + cT&sub0;² in der a, b, c Konstante darstellen. Wir verweisen auf die nachfolgende Diskussion zu Fig. 6. Falls nur drei Meßwerte bei der Bestimmung des Maximums benutzt werden, können die Konstanten berechnet werden durch Lösen eines linearen Gleichungssystems mit drei Unbekannten. Falls bei der Bestimmung eine Vielzahl von Meßwerten berücksichtigt werden soll, werden die Konstanten mit Hilfe einer Art Regressionsanalyse bestimmt. Z. B. kann eine rekursive Einstellung der Konstanten vorgenommen werden, bis der absolute Fehler zwischen den Meßwerten und der Funktion unter einen vorgegebenen Wert abfällt.
Die genannten Bestimmungsmethoden werden nachfolgend im einzelnen anhand der Fig. 4a und 4b sowie der Flußdiagramme in den Fig. 5a bis 5c diskutiert. Fig. 4a zeigt ein Diagramm der elektrischen Spannung an Stellen des Körpers, die an gegenüberliegenden Seiten des Herzens liegen, für ein durch einen Schrittmacher stimuliertes Herz. Eine derartige Spannungskurve wird als Oberflächenelektrokardiogramm bezeichnet und ihr allgemeiner Verlauf wurde oben bereits diskutiert. Die P- und T-Wellen erscheinen als kleine positive Impulse, wohingegen der QRS-Komplex durch einen großen negativen Impuls gekennzeichnet ist. Die Stimulationsimpulse sind in der Figur als negative, d. h. nach unten zeigende Spikes für sowohl die atrielle wie auch die ventrikuläre Stimulation sichtbar, wobei ein Spike unmittelbar vor der P-Welle und unmittelbar vor dem QRS-Komplex auftritt. Dies bedeutet, daß die Vorrichtung nach Fig. 2 zusätzlich mit einer atriellen Elektrode, einer zugehörigen elektrischen Leitung und Steuer- und Treiberschaltungen versehen werden muß. Wir verweisen auf die oben erwähnte US-Patentschrift 5,417,715 (Fig. 6). Die Stimulationsimpulse, auf die nachfolgend Bezug genommen wird, sind jedoch nur ventrikuläre Stimulationsimpulse. Der Schrittmacher 1 ist nicht in der Lage ein Oberflächenelektrokardiogramm entsprechend Fig. 4a zu erzeugen, sondern kann nur eine elektrische Spannung zwischen Punkten innerhalb des Körpers aufnehmen, die einen etwas verschiedenen zeitlichen Verlauf darstellt. Wir verweisen auf die obige Diskussion. Z. B. kann die Spannung zwischen der Endelektrode 7 und der metallischen Oberfläche eines die Stimulationsvorrichtung 1 aufnehmenden Gehäuses erfaßt und durch die Stimulationsvorrichtung benutzt werden zum Feststellen atrieller und ventrikulärer Ereignisse in bekannter Weise. Alternativ kann die Spannung zwischen der Endelektrode 7 und der Ringelektrode 9 bestimmt werden.
Das Diagramm in Fig. 4b zeigt die elektrische Impedanz, die beispielsweise zwischen der Endelektrode 7 und der Ringelektrode 9 gemessen worden ist, als Funktion der Zeit, für das Herz, für das das Elektrokardiogramm nach Fig. 4a aufgezeichnet worden ist. Gemäß Obigem ist die Impedanz eine Funktion für das Maß der Füllung des Herzventrikels und weist einen Bereich auf, der seine größten Werte unmittelbar vor und/oder um die T-Welle enthält, wenn angenommen werden kann, daß der Herzventrikel so weit wie möglich von Blut geleert ist. Die niedrigsten Werte werden im Bereich unmittelbar vor und/oder beim Start des QRS-Komplexes gefunden, entsprechend der maximalen Füllung des Herzventrikels.
Es wird nun die Abfolge der durch den Mikroprozessor 13 durchgeführten verschiedenen Schritte beschrieben, unter Bezugnahme auf das Flußdiagramm nach Fig. 5a, für eine erste denkbare Ausführungsform, die eine einfache Suche für ein Maximum mit sich bringt. Das Verfahren startet vom Startblock 501 und Topt. wird nachfolgend in einem Block 503 mit einem geeignet ausgewählten Wert Tstart eingeleitet. Darüber hinaus wird einem Startwert ΔTstart eine Variable ΔT zugeordnet. Diese Variable ΔT kann sowohl einen positiven wie auch einen negativen Wert aufweisen und bezeichnet die Zeitverschiebung im für die Stimulation benutzten Intervall Topt., die für die nächste Impedanzmessung benutzt werden soll, wenn das Intervall Topt. für einen einzigen Herzzyklus auf Topst. + ΔT verändert wird. Es wird ferner eine geeignete Zeit Tstart, bestimmt, bei der der erste Stimulationsimpuls erzeugt werden soll. Im nächsten Block 505 werden zu den Zeitpunkten tstim = tstart + i· Topt. Stimulationsimpulse erzeugt, wobei i durch ganze Zahlen 0, 1, 2 ..., n durchläuft und n eine geeignet ausgewählte ganze Zahl ist, ferner n ≥ 0, wobei n vorzugsweise einen Wert größer als 1 einnimmt.
Wenn diese Stimulationsimpulse erzeugt worden sind, wird im nächsten Herzzyklus eine Impedanzmessung durchgeführt, und das Intervall des nächsten Herzzyklus wird in Block 507 auf T&sub0; = Topt. + ΔT gesetzt. Nach einer vorgegebenen festen Verzögerungszeit D in der Größenordnung von 250-300 ms nach dem letzten Stimulationsimpuls, wird in Block 509 die Impedanz Z&sub1; gemessen. Die Verzögerungszeit D wird so gewählt, daß der Herzventrikel bei dieser Impedanzmessung so leer von Blut wie möglich ist, d. h. die Messung erfolgt, wenn der Wert für die Impedanz etwa maximal ist. Wir verweisen auf Fig. 4b. Die Zeit zu der die Messung durchgeführt wird, ist dann t&sub1; = tstart. + n·Topt. + D. Eine weitere Impedanzmessung wird dann im nächsten Block 511 im selben Herzzyklus mit der Impedanz Z&sub2;, durchgeführt, unmittelbar vor dem nächsten Stimulationsimpuls und somit im Zeitpunkt t&sub2; = tstart + n·Topt. + T&sub0; - δT = tstart + (n + 1)·Topt. + ΔT - δT. Siehe Block 511 in dem δT eine kleine positive Zeitdauer bedeutet. Der Stimulationsimpuls wird dann zum Zeitpunkt tstim = tstart + (n + 1)·Topt. + ΔT emittiert. Im Block 513 wird aus der Beziehung HFz = (Z&sub1; - Z&sub2;)²/T&sub0; = ΔZ²/T&sub0; ein Wert für die Funktion HFz berechnet. Der invertierte Wert der Dauer T&sub0; eines Herzzyklusintervalls entspricht dem Herzrhythmus. Der Wert für HFz wird mit dem augenblicklichen T&sub0;-Wert im RAM-Speicher 17 gespeichert. Siehe Fig. 3.
Im Block 515 wird dann die Bestimmung durchgeführt, ob zwei derartige Werte für HFz gespeichert sind für unterschiedliche T&sub0;-Werte. Falls dies nicht der Fall ist, wird Block 517 abgearbeitet, woraufhin der Start-Wert tstart für die nächsten emittierten Stimulationsimpulse auf tstart = tstart + (n + 1)·Topt. + T&sub0; gesetzt wird. Das arithmetische Vorzeichen für den Zeitverzögerungswert ΔT, d. h. eine positive Intervallverschiebung wird auf einen negativen Wert der gleichen absoluten Größe und Umgekehr gesetzt, wird dann in einem Block 519 geändert und Block 505 wiederholt. Falls Block 515 ergibt, daß zwei HFz-Werte gespeichert wurden, wird statt dessen Block 521 abgearbeitet. Die gespeicherten Werte werden in diesem Block miteinander verglichen und falls der zuletzt eingespeicherte Wert kleiner als der unmittelbar zuvor eingespeicherte Wert ist, besteht keine Notwendigkeit für irgendeine Änderung in der optimalen Frequenz und Block 517 wird erneut wie oben beschrieben abgearbeitet. Andererseits, d. h. falls der zuletzt bestimmte Funktionswert größer war, wird eine Änderung vorgenommen und der neue Start-Wert Tstart wird zunächst im Block 523 auf tstart + n·Topt. + 2·T&sub0; gesetzt. (Es wird auf den oben beschriebenen Block 517 verwiesen). Die Änderung wird durchgeführt, wenn das optimale Intervall Topt. im Block 525 auf T&sub0; gesetzt wird. Da die Änderung während der Dauer des Herzzyklus in diesem Fall einen höheren funktionellen Wert ergab, kann der gleiche Abweichungswert ΔT benutzt werden, wie zuvor bei der Suche für eine optimale Herzzyklusdauer. Nach Block 525 wird deshalb der Zyklus beginnend mit Block 505 wiederholt.
Eine Such für eine optimale Herzfrequenz durch Bestimmung eines Maximums auf der Grundlage einer Vielzahl von Werten und unter Verwendung der allgemeinen Prozedur, die in der oben zitierten europäischen Patentschrift EP-B1 0 551 355 beschrieben ist, ist im Flußdiagramm nach Fig. 5b dargestellt. Im Prinzip verwendet die Prozedur die gleichen Schritte 501'- 513' wie sie durch die Schritte 501-513 oben für Fig. 5a beschrieben sind. Die Werte für die Parameter können sich jedoch unterscheiden, so kann ΔT differieren und n ist stets ≥ 1. Der Block 515' ist jedoch unterschiedlich und es werden Bestimmungen in ihm durchgeführt, ob vier Werte für HFz für verschiedene T&sub0;-Werte gespeichert sind. Falls dies nicht der Fall ist, wird Block 517', welcher der gleiche wie Block 517 in Fig. 5a ist, abgearbeitet. Ein neuer Wert für die Zeitverzögerung ΔT wird dann im Block 519' in irgendeiner geeigneten Weise ausgewählt, d. h. wie oben diskutiert, und Block 505' wird erneut ausgeführt. Falls Block 515' ergibt, daß vier HFz Werte gespeichert sind, wird Block 521' ausgeführt. Dieser Block benutzt die gespeicherten Funktionswerte zur Bestimmung des Wertes Topt.neu für die Herzzyklusdauer, die einen Maximalwert für HFz ergibt. Ein einfacher Algorithmus hierfür wird in Verbindung mit Erläuterungen zu Fig. 6 beschrieben. Der bestimmte Wert Topt neu wird von nun an benutzt. Zu diesem Zweck wird der neue Start-Wert tstart zunächst auf tstart + (n + 1)·Topt. + T&sub0; + Topt neu in Block 523' gesetzt. Schließlich wird die Intervalldauer Topf. auf Topt.neu in Block 515 gesetzt. Sodann wird Block 519' wie oben beschrieben mit einem neuen Wert für die Zeitabweichung ΔT ausgeführt, woraufhin der gesamte Prozeß beginnend bei Block 515 wiederholt wird.
Die bei einer Ausführungsform mit einer kontinuierlicheren Anpassung der Herzfrequenz ausgeführten Prozeßschritte sind im Flußdiagramm in Fig. 5c dargestellt. Die Prozedur startet vom Startblock 501" und der Parameter und die Startwerte werden dann in Block 503" gesetzt. Ein optimales Stimulationsintervall Topt. wird auf einen geeigneten Startwert Tstart gesetzt. Darüber hinaus wird der Zeitabweichung ΔT ein geeigneter positiver Startwert zugeordnet. Ferner wird eine geeignete Zeit tstart bestimmt, bei der der erste Stimulationsimpuls erzeugt werden soll. Außerdem werden Werte für die Koeffizienten k&sub1;, k&sub2; ..., km bestimmt, die benutzt werden mit der festen Zeitabweichung ΔT, um verschiedene Zeitabweichungen zu bilden. Es wird auf das Folgende verwiesen. Typische Werte können sein m = 4 und k&sub1; = 1, k&sub2; = -1, k&sub3; = 2, k&sub4; = -2, bzw. k&sub1; = 1, k&sub2; = 1, k&sub2; = -1, k&sub3; = 3, k&sub4; = -3. Es wird ein Stimulationsimpuls erzeugt im nächsten Block 505 zur Zeit tstim = tstart.
Einem Zähler n wird im nächsten Block 506" ein Anfangswert zugeordnet, der gleich eins ist und das nächste Intervall des Herzzyklus wird dann gesetzt auf T&sub0; = Topt. + Kn·ΔT in Block 507", d. h. es wird eine Zeitdauer zugeordnet, die sich durch kn·ΔT von der optimalen Zeitdauer Topt. unterscheidet, die einen Bezugswert für den Herzzyklus darstellt und die nicht direkt als Dauer für den tatsächlichen Herzzyklus benutzt wird. In den darauffolgenden Blöcken 509" bis 513" werden die gleichen Aufgaben ausgeführt, wie in den Blöcken 509 bis 513 von Fig. 5a. Die Frage, ob eine ausreichende Anzahl neuer Funktionswerte gespeichert ist, wird dann in Block 515" gestellt. Dies wird ausgeführt durch einen Vergleich des Zählerwertes n mit dem fest eingestellten Wert m. Falls dies nicht der Fall ist, wird der Zähler n im Block 517" um einen Schritt erhöht und es wird wie oben beschrieben, Block 507" ausgeführt, um die Bestimmung zusätzlicher Funktionswerte zu ermöglichen. Falls Block 515" feststellt, daß der Zähler n seinen Endwert erreicht hat, wird Block 521" ausgeführt. Block 521" vergleicht wie Block 521' in Fig. 5b die gespeicherten Funktionswerte m miteinander, um den Wert Topt. für die Herzzyklusdauer zu bestimmen, die einen Maximalwert für HFz ergibt. Es wird auf Fig. 6 verwiesen. Danach wird eine neue Bestimmung der optimalen Herzzyklusdauer durchgeführt und die Prozedur schaltet zum oben beschriebenen Schritt 506" mit Initiierung des Zählers n, woraufhin die Bestimmungsschleife 507" bis 519" m mal wiederholt wird.
Es ist ersichtlich, daß die beschriebenen Prozeduren nur arbeiten mit Zeiten zwischen aufeinander folgenden Stimulationsimpulsen und daß keine absoluten Zeiten tstim, tstart benutzt werden müssen. Die Zeitverzögerungen ΔT können entweder als absolute Werte oder als eine momentane Stimulationsdauer Tops, ausgedrückt werden. Z. B. könnten die Werte ΔT = +2,5%, -2,5%, +5%, -5% von Topt. in Block 519' von Fig. 5b benutzt werden.
Fig. 6 zeigt ein Blockdiagramm für eine Subroutine, die benutzt werden kann zur Bestimmung des Wertes für die Herzzyklusdauer T&sub0;, die einen Maximalwert für HFz ergibt. Wir verweisen auf die Blöcke 521' und 521" in Fig. 5b bzw. 5c. Die Routine startet in Block 601, woraufhin die Maximal- und Minimalwerte für HFz in den vier gespeicherten Werten bestimmt werden. Sie sind bezeichnet mit HFz.max und HFz,mm. Im Folgenden wird in Block 605 bestimmt, ob die Änderung in den HFz-Werten klein ist, d. h. kleiner als ein ausgewählter kleiner Wert 6. Falls dies der Fall ist, ist der benutzte Intervallwert akzeptierbar und es wird Topt.neu auf Topt. in Block 607 gesetzt. Danach endet die Routine im Endblock 609. Falls Block 605 feststellt, daß die Änderung den Wert 5 überschreitet, bestimmt ein Block 611, ob der größte Wert für HFz, d. h. HFz,max den kleinsten Wert für T&sub0; entspricht. Falls dies der Fall ist, wird das neue Intervall Topt.neu auf diesen Wert in Block 613 gesetzt. Die Routine endet dann erneut in Block 609. Falls die Feststellung in Block 611 negativ war, d. h. gefunden wurde, daß der größte Wert für HFz beim kleinsten T&sub0; nicht erhalten worden ist, wird statt dessen Block 615 ausgeführt. Hier wird in entsprechender Weise die Frage gestellt, ob der größte Wert für HFz beim höchsten T&sub0;-Wert erhalten wird. Falls sich herausstellt, daß dies der Fall ist, wird das neue Intervall in einem Block auf diesen Wert gesetzt, d. h. auf Topt neu. Die Routine endet erneut in Block 609.
Falls in Block 615 die Frage zu einer negativen Antwort führte und ein Maximum nicht erhalten wurde für entweder dem größten oder kleinsten T&sub0;-Wert, muß ein Maximum erhalten werden für einen Wert zwischen diesen T&sub0;-Werten. Es wird dann in Block 619 eine anspruchsvollere Berechnung ausgeführt. Zunächst werden, wie oben bemerkt, die gespeicherten Meßwerte angenähert durch eine Funktion zweiten Grades oder eine Parabel HFz.par = a + bT&sub0; + cT&sub0;² in der a, b, c Konstanten darstellen, die numerisch bestimmt werden müssen. Die Konstante c muß auch die Bedingung c < 0 erfüllen, so daß die Parabel einen Typ darstellt mit einem Maximum. Der T&sub0;-Wert wird bestimmt, der dieses Maximum ergibt und das neue Intervall, d. h. Topt.neu wird gleich -b/2c gesetzt. Die Routine wird dann in Block 609 beendet. Danach werden neue Bestimmungen der Funktionswerte durch verändern der Zyklusdauer durchgeführt. Somit kann die Methode zurückkehren z. B. zum Flußdiagramm in Fig. 5b, um den Block 523' auszuführen.

Claims

1. Vorrichtung zum Aussenden elektrischer Stimulationsimpulse zu einem Herzen mit einer variablen Frequenz (HR), enthaltend eine Stimulationsemissionsvorrichtung (19) zum Erzeugen von Stimulationsimpulsen, eine elektrische Steuervorrichtung (13, 19), die mit dieser Vorrichtung in Verbindung steht, zum Bestimmen der Zeitpunkte, die bei der variablen Frequenz (HR) wiederkehren, wenn Stimulationsimpulse erzeugt werden sollen und Mittel (11, 13) die mit der Steuervorrichtung (13, 19) verbunden und so ausgebildet sind, daß sie das Herzschlagvolumen (SV) bei verschiedenen Frequenzen bestimmen, gekennzeichnet durch

- eine Rechenvorrichtung (13), die mit den Mitteln (11, 13) zur Bestimmung des Herzschlagvolumens und mit der Steuereinrichtung (13, 19) in Verbindung steht und die so ausgebildet ist, daß sie eine Hilfsfunktion (HF(HR,SV)) für zwei Variable (HR,SV) berechnet, die derart auswählt, daß wenn die Herzfrequenz (HR) und das Schlagvolumen als Funktion (SV(HR)) des Herzrhythmus als unabhängige Variable in diese Rechenvorrichtung eingegeben werden, eine Funktion für die Herzfrequenz (HR) erhalten wird, nur mit einem Extrempunkt für einen Herzfrequenzwert, der einem Wert entspricht oder in einem Bereich liegt, in dem eine optimale Herzfunktion erreicht wird;

- eine Vorrichtung (13), die mit der Rechenvorrichtung (13) verbunden ist, um die von letzterer berechneten Werte für die Hilfsfunktion (HF) zu empfangen und mit den Steuermitteln (13, 19) verbunden ist, die ausgebildet sind, um einen Wert für die Herzfrequenz (HR = 1/Topt.neu) zu bestimmen, bei dem der Extrempunkt der Hilfsfunktion (HF) liegt und die diesen Wert zu der Steuervorrichtung (13, 19) sendet, um sie dazu zu befähigen, die Zeitpunkte danach derart zu steuern, daß sie periodisch mit einer Frequenz wiederkehren, die im wesentlichen diesem Wert entspricht oder sie zu befähigen, daß die durchschnittliche Herzfrequenz einen Wert erreicht, der im wesentlichen diesem Wert entspricht.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Rechenvorrichtung (13) so ausgebildet ist, daß sie eine Hilfsfunktion (HF(HR(SV),SV)) mit einem Extrempunkt für einen Herzrhythmuswert benutzt, der dem Wert entspricht oder in dem Bereich liegt, bei dem das Schlagvolumen (SV) bei einer konstanten Last und zunehmender Herzfrequenz von einer im wesentlichen konstanten Progression zu einer abnehmenden Progression wechselt.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Rechenvorrichtung (13) so ausgebildet ist, daß sie die Hilfsfunktion (HF) als Produkt der ersten Variablen (HR), erhöht auf eine geeignet ausgewählte Potenz und der zweiten Variablen (SV), erhöht auf eine geeignete ausgewählte Potenz, berechnet.

4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Rechenvorrichtung (13) so ausgebildet ist, daß sie die Hilfsfunktion (HF) als Produkt der ersten Variablen (HR) und der zweiten Variablen (SV), erhöht auf die zweite Potenz, berechnet.

5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel (11, 13) zur Bestimmung des Herzschlagvolumens (SV) eine mit Elektroden (7, 9) verbundene Vorrichtung zum Messen der elektrischen Impedanz zwischen den Elektroden enthält.

6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Steuervorrichtung (13, 19) ausgebildet ist, um bei bestimmten Ereignissen das Intervall zwischen den Stimulationsimpulsen zu verändern vom Intervallwert (Topf.) aus, der dem Intervall entspricht, welches gegenwärtig als das den optimalen Herzrhythmus liefernde Intervall angesehen wird, so, daß die Mittel (11, 13) zur Bestimmung des Schlagvolumens (SV) das Schlagvolumen bei diesen Ereignissen berechnen können.

7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Steuervorrichtung (13, 19) so ausgebildet ist, daß sie konstant das Intervall zwischen Stimulationsimpulsen von einem Bezugswert (Topt.) aus ändert, der für das Intervall steht, das der Herzfrequenz entspricht, welche gegenwärtig als optimal angesehen wird, wobei diese Änderungen mit einem wechselnden Vorzeichen erfolgen und die Mittel (11, 13) zur Bestimmung des Schlagvolumens (SV) so ausgebildet sind, daß sie das Schlagvolumen für jeden Herzzyklus bestimmen.

8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Steuervorrichtung (13, 19) so ausgebildet ist, daß sie konstant das Intervall zwischen den Stimulationsimpulsen ändert, von einem Bezugswert (Topt.) aus für das Intervall, das der Herzfrequenz entspricht, welche gegenwärtig als optimal angesehen wird, wobei diese Änderungen derart erfolgen, daß das durchschnittliche Intervall zwischen den Stimulationsimpulsen im wesentlichen gleich dem Bezugswert ist und die Mittel (11, 13) zur Bestimmung des Schlagvolumens (SV) so ausgebildet sind, daß sie das Schlagvolumen für jeden Herzzyklus bestimmen.

9. Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß

- die Impedanzmessvorrichtung (11) so ausgebildet ist, daß sie eine Änderung in der Impedanz ΔZ während eines Herzzyklus an Zeitpunkten mißt, die so ausgewählt sind, daß die Impedanzänderung ΔZ dem Herzschlagvolumen (SV) während dieses Zyklus entspricht und/oder auf dieses bezogen ist;

- die Steuervorrichtung (13, 19) so ausgebildet ist, daß sie das Intervall zwischen den Stimulationsimpulsen von einem Intervallwert (Topt.) aus entsprechend dem Bezugswert für den Herzrhythmus ändert, wobei die Impedanzänderung ΔZ erhalten wird als Funktion der Herzfrequenz HR;

- die Rechenvorrichtung (13) mit der Impedanzmeßvorrichtung (11) zur Bestimmmung des Schlagvolumens und mit der Steuervorrichtung (13, 19) verbunden und so ausgebildet ist, daß sie eine Hilfsfunktion HFz(HR, ΔZ) aus zwei Variablen HR, ΔZ berechnet, die so ausgewählt sind, daß, wenn die Herzfrequenz HR und die Impedanzänderung ΔZ(HR) als Funktion ΔZ(HR) der Herzfrequenz HR als unabhängige Variable eingegeben werden, eine Funktion der Herzfrequenz HR erhalten wird, nur mit einem Extrempunkt für einen Herzfrequenzwert, der einem Wert entspricht oder in einem Bereich liegt, in dem für das Herz die optimale Funktion erzielt wird;

- und die so ausgebildet ist, daß sie diesen Wert zur Steuervorrichtung (13, 19) für die Verwendung als neuen Bezugswert für die Herzfrequenz aussendet.

10. Vorrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Rechenvorrichtung (13) so ausgebildet ist, daß sie den Wert des Herzrhythmuswertes HR bestimmt, der für die Funktion HFz = HR·ΔZ² einen Maximalwert liefert und diesen Wert für die Herzfrequenz HR zur Steuervorrichtung (13, 19) aussendet, zur Benutzung als neuen Bezugswert für die Herzfrequenz.