EP4633695A1 - Extrakorporale kreislaufunterstützung mit herzaktivität-optimierter verzögerungszeit - Google Patents

Extrakorporale kreislaufunterstützung mit herzaktivität-optimierter verzögerungszeit

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Publication number
EP4633695A1
EP4633695A1 EP23832724.1A EP23832724A EP4633695A1 EP 4633695 A1 EP4633695 A1 EP 4633695A1 EP 23832724 A EP23832724 A EP 23832724A EP 4633695 A1 EP4633695 A1 EP 4633695A1
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EP
European Patent Office
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cardiac
delay time
patient
systole
determined
Prior art date
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Pending
Application number
EP23832724.1A
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English (en)
French (fr)
Inventor
Sebastian Wieskotten
Emma HAAF
Detlef Günther
Benjamin BITSCH
Knut JÖCHLE
Caroline Bracker
Nicolás DE PRÓ
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Xenios AG
Original Assignee
Xenios AG
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Filing date
Publication date
Application filed by Xenios AG filed Critical Xenios AG
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Pending legal-status Critical Current

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Definitions

  • the present invention relates to methods for controlling/regulating extracorporeal circulatory support as well as corresponding devices for controlling/regulating extracorporeal circulatory support and circulatory support devices.
  • cardiogenic shock can occur.
  • a reduction in cardiac output or cardiac output can lead to reduced perfusion or blood flow to the end organs such as the brain, kidneys and the vascular system in general.
  • Acute heart failure can therefore lead to an acute lack of blood supply to the tissues and organs, accompanied by a lack of oxygen, also known as hypoxia, with the result that end organ damage can occur.
  • extracorporeal circulatory support systems In order to stabilize the patient's condition, circulatory support systems have been developed that provide mechanical support and can be quickly connected to the circulatory system. They can improve blood flow and perfusion of the organs, including the coronary vessels of the heart, and prevent a hypoxic state.
  • extracorporeal circulatory support systems are known with the help of which blood is taken from the right atrium or the vena cava, for example, through a cannula inserted into the femoral vein and returned to the patient via a membrane ventilator using a perfusion cannula inserted into the femoral artery. The membrane ventilator depletes the blood of CO2 and oxygenates it.
  • Such systems are also known under the term "extracorporeal membrane oxygenation" (ECMO).
  • circulatory support systems can be synchronized with the patient's heartbeat as an alternative to the continuous return of blood.
  • the pump is controlled with a delay time based on an R-wave detected in the ECG signal, for example.
  • the delay time is manually set to a predetermined value.
  • a provided circulatory support with a predetermined delay time for the trigger signal to be provided can lead to, for example, a pulse from a blood pump not being administered during the intended cardiac cycle phase.
  • Blood flow through the heart's own coronary arteries which normally supply the heart muscle with sufficient oxygen, generally takes place in the diastole of the cardiac cycle.
  • a corresponding emptying of the left ventricle is required here. If the filling pressure at the end of systole or at the beginning of diastole in the left ventricle is as low as possible, the coronary arteries can expand their lumen as much as possible. In this way, the blood flow rate and the oxygen supply are increased.
  • the delay time is selected on the basis of a cardiac activity which is determined from the cardiac measured values of at least one previous cardiac cycle and is indicative of a systole duration.
  • the delay time for the current cardiac cycle can be adapted to the cardiac activity.
  • a dynamically designed delay time allows the provision of the trigger signal to be adapted to current changes in the patient's conditions. In this way, perfusion of the coronary arteries can be prevented. occurs unintentionally during a systole. This is all the more true as the cardiac activity is characteristic of the duration of systole and this is therefore taken into account when providing the trigger signal by means of the correspondingly adjusted delay time.
  • afterload can be largely avoided or at least significantly reduced and at the same time an improvement in the perfusion of the end organs and in particular of the heart's own coronary arteries can be ensured.
  • the cardiac activity can be determined for the immediately preceding cardiac cycle or for several preceding cardiac cycles. However, it is preferably determined for a period before the start of systole in the current cardiac cycle so that the provision of the trigger signal is not impaired.
  • the cardiac measurements are preferably recorded and received continuously during extracorporeal circulatory support in order to receive high-resolution measurements and to facilitate the determination of the onset of systole and cardiac activity.
  • the measurements can be received, for example, for a predetermined period of time corresponding to a therapeutic procedure or a portion of the therapeutic procedure.
  • Determining the start of systole and the related delay time has the advantage that a unique cardiac cycle phase can be determined for the respective cardiac cycle, so that the trigger signal can be provided with a high temporal stability.
  • the cardiac activity is determined for each cardiac cycle and the delay time is selected specifically for that cardiac cycle.
  • the delay time can be adjusted in real time.
  • the delay time is advantageously also optimized for the current cardiac cycle or the trigger signal to be output.
  • typically only the cardiac activity of the immediately preceding cardiac cycle can be taken into account for the current cardiac cycle, for example in order to take rapid changes in cardiac activity into account.
  • the cardiac activity of a predetermined number of previous cardiac cycles can also be taken into account to adjust the delay time.
  • a (moving) average of the cardiac activity for example for the last two, three, four or 5 to 10 cardiac cycles, can be taken into account. This has the advantage, for example, that individual outliers among the previous cardiac cycles are given less weight.
  • the selected delay time is also less influenced by any measurement fluctuations that may occur.
  • the fact that the cardiac activity is characteristic of the systole duration and this is taken into account when selecting or adjusting the delay time for the current cardiac cycle can prevent the trigger signal from being provided during a systole of the current cardiac cycle.
  • the cardiac activity comprises at least the beginning of diastole of the respective cardiac cycle.
  • the cardiac activity can for example, the closing of the aortic valves, which occurs at the end of the systolic phase or at the beginning of the diastole and indicates a filling phase of the heart.
  • a trigger signal with the corresponding delay time can be provided for the current cardiac cycle with increased probability such that, for example, a pulse falls in the diastole of the cardiac cycle or does not fall in the time period during which the heart valves are open.
  • the delay time can be selected based on a heart rate determined from the cardiac measurements. Accordingly, changes in the heart rate and associated changes in the respective cardiac cycle phases can be taken into account as dynamically changing patient conditions when adjusting or setting the delay time. This allows the delay time for providing the trigger signal in the intended cardiac cycle phase to be determined or selected even more precisely.
  • the heart rate is determined for the current cardiac cycle or the heart rate includes the current cardiac cycle.
  • the respective determined start of systole of the current cardiac cycle can serve as the basis for the determined heart rate.
  • the delay time can also take into account any fluctuations in the heart rate in the current cardiac cycle phase.
  • the heart rate can be determined using the respective determined start of systole for only the current cardiac cycle and the immediately preceding cardiac cycle. This means that the heart rate can be set with a high degree of accuracy, based on the current patient condition or a corresponding trend.
  • the heart rate can also be determined for a predetermined number of cardiac cycles, for example for the last five starts of systole. This makes it possible to compensate for minor and/or negligible fluctuations in the heart rate. With a given stability of the heart rate, a corresponding trigger stability can be ensured.
  • the cardiac measurements preferably include ECG signals from the patient, with the start of systole and cardiac activity being determined using ECG signals.
  • characteristic amplitudes can be determined for different phases of the cardiac cycle, for example.
  • An R-wave or R-peak characteristic of the start of the systolic phase of the cardiac cycle can usually be easily distinguished from other phases of the cardiac cycle, for example in a QRS complex.
  • the R-wave can therefore be used with an appropriate delay time using the trigger signal to control extracorporeal circulatory support, for example to control a blood pump in a successive diastolic phase.
  • the characteristic amplitude changes also enable the systole duration to be determined with high accuracy, so that the delay time for providing the trigger signal can be set appropriately.
  • a QT time recorded from the ECG signals is preferably taken into account.
  • the QT time corresponds to the period of the cardiac cycle from the beginning of the Q wave of the QRS complex to the end of the successive T wave.
  • the time of the end of the T wave physiologically corresponds to the closing of the aortic valves and thus marks the end of systole or the beginning of diastole.
  • Taking the QT interval into account proves to be an advantage because it corresponds approximately to the duration of diastole and the delay time can thus be adjusted even more precisely to the desired time of delivery of the trigger signal in the respective cardiac cycle phase.
  • the QT time is standardized and/or taken into account using a heart rate determined from the ECG signals.
  • the QT time is typically dependent on the patient's heart rate. It is therefore to be expected that a change in the QT time will be accompanied by a change in the heart rate.
  • a heart rate-optimized delay time can be determined in this way, which is particularly advantageous.
  • a standardized QT time can be expected for corresponding heart rates.
  • a delay time can be selected using the "Framingham formula" to represent the heart rate-based QT time.
  • a (theoretical) delay time for the current cardiac cycle can be calculated using standardized values and the current heart rate.
  • Such standardized values can be based on empirical values and, for example, can be specified using previous data sets that were previously evaluated and validated offline.
  • the delay time can be calculated, for example, using the following variant of the Framingham formula:
  • Delay time 380 - 154 x (1 - 60 / heart rate)
  • the heart rate is preferably determined by securing the start of systole of the respective cardiac cycles, for example by means of a time interval between two R-waves of successive cardiac cycles, a so-called RR interval.
  • the delay time can thus be determined and optimized for each cardiac cycle. It is corrected almost automatically if the heart rate changes. If the systolic phase shortens, for example due to an increase in the heart rate, the delay time can be adjusted accordingly. This is because the heart rate can take a corresponding shortening of the QT time into account when determining the delay time.
  • the trigger signal can therefore be triggered with increased probability at a time which does not fall into the systolic phase. Afterload can therefore be reduced or even largely avoided.
  • the delay time can advantageously be selected or determined based on a specific heart rate, whereby (if necessary exclusively) a value for the QT time, which is decisive for the delay time, is determined or taken into account on the basis of the heart rate.
  • the cardiac measurements can include pressure values corresponding to the patient's aortic pressure. Cardiac activity can be determined using the pressure values. For example, a systole duration can be determined using a corresponding pressure amplitude or a pressure increase and pressure decrease. The time of the pressure increase can also be used as a measure for the time of the start of systole.
  • the aortic pressure can be received in addition to ECG signals. Redundancy of the data or information contained can serve and help to improve the safety of extracorporeal circulatory support, for example. This applies, for example, if cardiac measurements are missing for a particular, particularly current, cardiac cycle.
  • cardiac measurements can also be monitored. This is done, for example, by determining the time of the start of systole using both the ECG signal, for example by detecting an R-wave, and the pressure increase, and comparing the respective times with each other. The times can be averaged if there is little deviation. However, if a deviation or the difference between the determined times exceeds a predetermined threshold, a specific cardiac measurement can be selected if necessary. This applies, for example, if fluctuations or interference signals occur for the other or further cardiac measurement. A (possibly further) threshold can also be provided, which, if exceeded, can trigger a warning signal.
  • the accuracy of the timing of the trigger signal to be provided can also be further improved by combining the ECG signal and the measured aortic pressure.
  • any ECG disturbances can no longer impair the safety of the patient and the functionality of the extracorporeal circulatory support.
  • a dicrotic point is determined for the respective cardiac cycle using the pressure values and the systole duration is determined based on the dicrotic point.
  • the pressure values can also be used to determine the start of systole for a respective cardiac cycle and display the systole duration (based on the dicrotic point). For example, a short increase in aortic pressure after a previous drop in aortic pressure can indicate the closing of the aortic valves and thus the end of systole and the corresponding beginning of diastole or the filling phase of the heart.
  • Such a pressure change can be detected, for example, in a pressure curve as a dicrotic point, which is also referred to as a "dicrotic notch".
  • the beginning of systole can also be determined in the light of a pressure curve. This mode is made possible, for example, when a pressure increase is determined that exceeds a predetermined threshold value and/or is recorded after a predetermined pressure drop.
  • the end of a T wave can be determined from an ECG signal, which physiologically also corresponds to the closing of the aortic valves. The duration of systole can then be determined with a certain safety redundancy.
  • the delay time can therefore be determined using the pressure values that correspond to the patient's aortic pressure. It can preferably be selected in such a way that the trigger signal is provided after the dicrotic point or a delivered pulse of extracorporeal circulatory support is administered after the dicrotic point. A pulse should advantageously be completed before the pressure curve rises again.
  • the delay can be selected so that a pump signal is emitted when a brief increase in pressure occurs in the aorta, which marks the time of aortic valve closure and thus the beginning of diastole.
  • a (pulsatile) blood flow can be released, for example via an arterial cannula, into the area (directly) downstream of the left ventricle and into the aorta.
  • the positioning and countercurrent orientation of the cannula tip ultimately cause an increased pulsatile blood flow in the coronary arteries. This provides a correspondingly improved blood flow to the heart muscle tissue, but without impairing the systemic circulation.
  • the pressure values can be measured, for example, on the extracorporeal circulatory support tube set and/or using a cannula at the level of the patient's aortic arch.
  • an arterial pressure can be received via an interface that is communicatively connected to at least one pressure sensor.
  • the Pressure measurement before a blood pump, after a blood pump and/or after an oxygenator or membrane ventilator provided in the extracorporeal circulation system and connected to the blood pump.
  • the pressure measurement of the arterial pressure of the assisted patient can be carried out invasively in the patient, for example at a cannula tip of an arterial cannula, for example in the patient's aorta, or by another pressure measuring probe that can be positioned in the aorta at a suitable location or in the femoral artery and/or hilar artery or radial artery. In this way, potential interference as a result of the pulse wave transit time through the cannula and the tubing set can be eliminated.
  • the pressure can be measured using non-invasive pressure sensors (without direct blood contact) or using invasive pressure measurement with blood contact on the tubing legs of the tubing set.
  • the arterial pressure can be recorded and received in a non-invasive manner, for example by recording the arterial pressure via non-invasive tubing legs or in the circulatory support system outside the patient. This allows the extracorporeal circulatory support system to be kept compact and a complex arrangement to be avoided. For the patient, this also means that inserted cannulas can be smaller and surgical interventions can generally be carried out less invasively.
  • the trigger signal is preferably provided to a blood pump for extracorporeal circulatory support.
  • a blood pump for extracorporeal circulatory support.
  • additional and/or supporting blood flow can be provided. Due to the delay time, which is dynamically adjusted to any changing patient conditions, the blood flow support can be administered at the appropriate time in the respective cardiac cycle phase.
  • the delay time can be selected taking into account a predetermined pulse wave transit time of the blood pump. Depending on the patient conditions and the design of the extracorporeal circulatory support, a certain fluidic transport time of a delivered blood pulse can occur. This can occur after the start signal for the blood pump, due to the transit time through the tubing set, due to the transit time through the cannula and finally due to the time interval until administration in the aortic arch.
  • the selected delay time can advantageously take such a transit time into account. This can reduce or avoid a delay between the end of the systolic phase or the beginning of diastole and the administration of the blood flow in the target area.
  • the determined delay time can be shortened/reduced at least partially or completely by the predetermined pulse wave transit time.
  • a pulse wave provided by means of the trigger signal will thus occur in the target area at a time after the beginning of systole, which corresponds to the delay time added to the pulse wave transit time and coincides with the beginning of diastole.
  • the pulse wave transit time can be determined, for example, using a reference list that shows the corresponding pulse wave transit time for specified tube lengths, blood pumps and/or pulse parameters. If the cardiac measurements also include pressure values of the aorta and, for example, the systole duration or the end of systole is determined using pressure values, a transit time of the pulse wave from the aortic arch to the pressure measurement point, for example a return point on the tube set, can also advantageously be taken into account.
  • a received aortic pressure can serve as a verification of the selected delay time if necessary.
  • the measured aortic pressure can provide feedback for the extracorporeal circulatory support and the provided trigger signal.
  • the measured aortic pressure can provide a feedback signal for the delay time and the pulse wave transit time, which can be automatically taken into account when determining the delay time.
  • the determination of the delay time can be further improved and, if necessary, optimized in an iterative manner.
  • the trigger signal preferably specifies a pulse duration of the blood pump.
  • the pulse duration is advantageously defined using a cardiac cycle duration determined from the cardiac measurements and the delay time.
  • the pulse duration can be regulated accordingly in order to optimize or maximize the pulse dose.
  • the pressure increase caused by the pulse should be completed at the beginning of the successive systole in order to prevent temporal entanglement or superposition of the pulse-controlled pressure increase and the systole duration.
  • the pulse duration is therefore time-limited.
  • the maximum pulse duration can advantageously be determined from the difference between the cardiac cycle duration and the determined delay time.
  • the cardiac cycle duration can be determined, for example, using an R-R interval.
  • the delay time advantageously corresponds to the QT time of the cardiac cycle, so that the difference ideally corresponds to the duration of the diastolic phase.
  • the pulse duration can be determined, for example, using the following formula:
  • Pulse duration 60 / heart rate - delay time
  • the heart rate can be determined for the beginning of systole of the current cardiac cycle and the immediately previous cardiac cycle or can be output as a moving average of a given number of previous cardiac cycles.
  • the pulse duration can thus be based on a certain heart rate and a QT time determined based on the heart rate, which preferably corresponds to the set delay time
  • the heart rate and thus both the delay time and the pulse duration can be determined advantageously (if necessary exclusively) using the ECG signals.
  • the QT time corresponding to the heart rate can be taken into account almost automatically for both the delay time and the pulse duration, and an overlap of a delivered trigger signal with a systolic phase can be largely avoided in a simple but safe manner.
  • the pulse, the patient's cardiac output and the reduced cardiac output of the damaged heart preferably complement each other to an optimized value.
  • the cardiac measurements can include pressure values corresponding to the patient's aortic pressure.
  • the trigger signal preferably specifies a pulse height, which can be defined using the pressure values.
  • an additional pulse volume can be provided, which advantageously increases the total pressure in the aortic region in the diastolic phase of the cardiac cycle.
  • the optimal value of the pulse height can be determined using (preferably non-invasive) measurements of the cardiac output with and without extracorporeal circulatory support.
  • the pulse height can be sensed or adjusted, for example using the received aortic pressure values, preferably iteratively, in order to determine the optimal pulse height continuously or periodically in light of the current cardiac output.
  • the blood flow can ensure improved blood flow to both the heart muscle and the end organs.
  • the blood pump and the pulse parameters can be further or even fully adapted to the patient's intrinsic heart rhythm.
  • a diastolic augmentation can be achieved without disproportionately increasing the afterload, i.e., advantageously keeping it as low as possible.
  • the object underlying the invention is further achieved by a device for controlling/regulating extracorporeal circulatory support of a patient.
  • the device comprises an interface for receiving cardiac measurement values of the supported patient and an evaluation unit which is set up to determine a systole start for a current cardiac cycle of the patient from the cardiac measurement values.
  • the device is set up to provide a trigger signal for the current cardiac cycle with a delay time after the determined systole start for the extracorporeal circulatory support.
  • the evaluation unit is set up to determine a cardiac activity which is characteristic of a systole duration from the cardiac measurement values of at least one previous cardiac cycle and to set the delay time based on the cardiac activity.
  • the device can, for example, control or regulate one or more pump drives or pump heads for (particularly non-occlusive) blood pumps in a system for extracorporeal circulatory support and can be fluidically connected to other modules if necessary.
  • the blood pump can be fluidically connected to an oxygenator or membrane ventilator provided in the extracorporeal circulatory support system. In this way, the oxygen enrichment and CO 2 depletion of the blood can take place.
  • the fluidic connection can, for example, be established with a venous access using a venous cannula and an arterial access using an arterial cannula for sucking in or pumping the blood. This provides blood flow from a side with low pressure to a side with higher pressure.
  • the blood pump can thus enable extracorporeal oxygen enrichment of the blood and an improved oxygen supply for the patient.
  • the dynamic delay time which can be adapted almost automatically to the respective patient conditions, means that the O 2 - enriched blood can be administered at the optimal time. It can also prevent additional blood flow from occurring during a systolic phase.
  • the interface is set up to receive ECG signals and/or pressure values of the patient that are characteristic of aortic pressure as cardiac measurement values.
  • measurement values that are characteristic of cardiac activity can be determined simply and clearly.
  • an R wave from a QRS complex and a T wave or its end can be determined from the ECG in order to define a systole start and end or a corresponding QT time, as described above.
  • at least one dicrotic point that is characteristic of or caused by the closing of the aortic valves can be determined using pressure values. This allows a point in time at which diastole begins to occur to be clearly defined.
  • the device can further be configured to carry out the preferred method steps described above.
  • a circulatory support device which comprises the device according to the invention described above.
  • the interface can be designed, for example, as a sensor box, which can be connected via connections to various sensors, such as pressure sensors integrated in the hose system, and an ECG device.
  • the circulatory support device can also have an ECG device that is communicatively connected to the interface. This means that the circulatory support device can be used functionally completely independently, in particular without the need to provide additional components.
  • the ECG device can also be attached to the device for controlling/regulating, which enables a compact arrangement.
  • the ECG device is implemented, for example, in a sensor box in the form of an ECG card or an ECG module.
  • the device for controlling/regulating can be implemented, for example, in the form of a console, which has a user interface for entering and reading system settings, in particular parameters of the blood pump and/or the trigger signal to be provided or provided.
  • the console can comprise a touchscreen and/or a display with a keyboard for user operation.
  • the device for controlling/regulating operates, actuates, controls, regulates and monitors the blood pump and enables synchronization of the blood pump with the respective cardiac cycle of the patient.
  • the received ECG signal and the heart rate can be recorded, with the display showing the current ECG signal graphically and the current or averaged heart rate numerically.
  • characteristic properties of the ECG signal can be emphasized or marked in the graphic representation, so that in a QRS signal, for example, an R-wave recorded to provide the trigger signal and a QT time relevant to the delay time can be marked in the ECG signal.
  • other settings such as the time of the emitted trigger signal and the pulse duration in the ECG signal, can be shown so that a user can monitor the control and regulation of the blood pump with regard to the physiological state and in particular the systolic and diastolic phases of the patient.
  • Figure 1 is a schematic representation of ideal cardiac signals in the form of ECG signals and measured values of aortic pressure
  • Figure 2 is a schematic representation of various parameters to be taken into account for providing the trigger signal
  • FIG 3 is a schematic representation of the cardiac signals according to Figure 1 with a fixed delay time for different heart rates.
  • FIG. 4 is a schematic representation of an inventive provision of a trigger signal for a blood pump according to a preferred embodiment. Detailed description of preferred embodiments
  • a progression of cardiac measurement values 10 over a predetermined period of time for successive cardiac cycles is shown schematically.
  • the cardiac measurement values 10 are available in the form of ECG signals 12 and in the form of a pressure value or measurement value of the aortic pressure 14 of a patient.
  • the ECG signals 12 and the values of the aortic pressure 14 can be received, for example, by means of an interface of an extracorporeal circulatory support device and subsequently evaluated by an evaluation unit.
  • a QRS complex can be determined in the ECG signal 12 after a P wave, which includes an R wave that is characteristic of the beginning of systole 16 and can be clearly detected.
  • the successive end of systole or the subsequent beginning of diastole 18 then follows at the end of the T wave, the end of which corresponds to the closing of the aortic valves.
  • the determined cardiac activities can serve as a basis for determining a delay time of a trigger signal to be provided.
  • additional, retrograde blood flow in the aortic arch during systole should be avoided as far as possible in order to reduce the afterload.
  • the detection of the beginning of systole 16, for example as an R-wave in the ECG signal 12, and the detection of the end of systole 18, for example using the T-wave in the ECG signal 12, makes it possible to determine the systole duration 20.
  • a systole duration 20 for a cardiac cycle and the systole duration 20 can be taken into account when providing a trigger signal of a successive cardiac cycle.
  • an optimized delay time can be determined for a current cardiac cycle, which takes into account the cardiac activity of at least one previous cardiac cycle.
  • Extracorporeal circulatory support is thus provided, with the help of which changing cardiac cycle phases can be taken into account immediately. According to the invention, manual adjustment of a preset delay time is no longer necessary.
  • cardiac activity can even be determined for the current cardiac cycle by determining a heart rate-related QT time.
  • a heart rate-related QT time can be determined, for example, based on empirical values and a (possibly adapted) Framingham formula. In this case, only the heart rate for the current cardiac cycle would have to be determined.
  • the cardiac activity of the current cardiac cycle can also be taken into account algorithmically - or exclusively - to determine the delay time.
  • a usually fixed detection time 22 is provided for the detection and determination of the beginning of systole 16, which serves as the starting point for the provision of the trigger signal.
  • the specific delay time 24 can therefore be shortened by the detection time 22 so that the trigger signal is provided at the desired time.
  • a certain fluidic transport time to the target area may generally be required, a so-called pulse wave transit time 26.
  • the delay time 24 can take into account the pulse wave transit time 26 and be shortened accordingly.
  • the trigger signal can be provided exactly or nearly exactly at the beginning of diastole so that the corresponding pulse duration 28 can be optimized without increasing the afterload.
  • a fixed delay time 24 can have on the afterload at different heart rates (A, B, C) is shown schematically.
  • the cardiac signals 10 are also shown in this figure as ECG signals 12 and values of the aortic pressure 14.
  • the fixed delay time 24 for a certain heart rate for example 120 beats per minute, provides a Trigger signal within diastole, as shown in section B.
  • a delay time which can be optimized based on the QT interval or the heart rate, for example using the "Framingham formula" described above, can thus be, for example, around 300 ms or in a range of 270 to 330 ms.
  • the trigger signal is provided within the systole of the current cardiac cycle, as shown in section A.
  • the heart rate is increased, for example at 150 beats per minute, as shown in section C, the additional pulse administered occurs in the systolic phase of a successive cardiac cycle. Both cases are undesirable.
  • an adjustment of the delay time can be provided, whereby at the lower heart rate this can be increased, for example, by a value in the range of 10 to 60 ms or, for example, by about 30 ms from 300 ms (or, for example, another value in the range of 270330 ms), for example to 310 to 360 ms (in the case of an initial value of 300 ms).
  • this can be reduced accordingly, for example by a value in the range of 10 to 60 ms or, for example, by about 15 ms, for example to 285 ms in the case of a reduction of an initial value of 300 ms by 15 ms.
  • the provision of the trigger signal can advantageously be optimized based on the cardiac activity such as the heart rate in order to prevent a pulse of extracorporeal circulatory support from being administered in an unplanned phase of the cardiac cycle.
  • the fixed preset delay time 24 results in negative effects that increase the afterload.
  • the present invention prevents these negative effects by dynamically adapting the delay time 24 to the cardiac activities and in particular the heart rate of the patient.
  • FIG. 4 An example of such optimized circulatory support is shown in Figure 4.
  • the aortic pressure 14 is shown for a predetermined time.
  • the aortic pressure 14 provided on the basis of a patient pulse 30 can be further increased with the help of a support pulse 32, namely when the aortic valves are already closed and the systolic phase has ended.
  • the additional pulse volume can be optimized based on a specific, available pulse duration and a corresponding pulse height.
  • the cardiac output of the damaged heart can be recorded, for example by means of an ultrasound examination, whereby the cardiac output is preferably measured both with and without the support pulse 32.
  • the pulse height can advantageously be set iteratively.
  • the measured aortic pressure 14 can additionally be used as a feedback signal to take into account the influence of the provided pulse on the aortic pressure.

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Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft Verfahren zum Steuern/Regeln einer extrakorporalen Kreislaufunterstützung sowie entsprechende Vorrichtungen zum Steuern/Regeln einer extrakorporalen Kreislaufunterstützung und Kreislaufunterstützungsvorrichtungen, insbesondere um die Nachlast eines Patienten zu verringern. Entsprechend wird ein Verfahren zum Steuern/Regeln einer extrakorporalen Kreislaufunterstützung eines Patienten beschrieben, umfassend die Schritte: Empfangen von kardialen Messwerten (10) des unterstützten Patienten; Bestimmen eines Systolenanfangs (16) für einen aktuellen Herzzyklus des Patienten aus den kardialen Messwerten (10); und Bereitstellen eines Triggersignals für die extrakorporale Kreislaufunterstützung für den aktuellen Herzzyklus mit einer Verzögerungszeit (24) nach dem bestimmten Systolenanfang (10). Erfindungsgemäß wird die Verzögerungszeit (24) basierend auf einer Herzaktivität, welche aus den kardialen Messwerten (10) mindestens eines vorherigen Herzzyklus bestimmt wird und für eine Systolendauer (20) kennzeichnend ist, ausgewählt.

Description

Extrakorporale Kreislaufunterstützung mit Herzaktivität-optimierter Verzögerungszeit
Technisches Gebiet
Die vorliegende Erfindung betrifft Verfahren zum Steuern/Regeln einer extrakorporalen Kreislaufunterstützung sowie entsprechende Vorrichtungen zum Steuern/Regeln einer extrakorporalen Kreislaufunterstützung und Kreislaufunterstützungsvorrichtungen.
Stand der Technik
Wenn die Pumpenleistung oder Pumpfunktion des Herzens versagt, kann ein kardiogener Schock auftreten. Eine Verringerung der Herzleistung bzw. des Herzausfwurfs kann zu einer Minderperfusion oder Durchblutung der Endorgane wie des Gehirns, der Nieren, und des Gefäßsystems im Allgemeinen führen. Durch akutes Herzversagen kann also im Gewebe und in den Organen eine akute Blutunterversorgung, einhergehend mit einer Sauerstoffunterversorgung, auch Hypoxie genannt, mit der Folge möglicher Endorganschaden, auftreten.
Um den Zustand des Patienten zu stabilisieren, wurden Kreislaufunterstützungssysteme entwickelt, welche eine mechanische Unterstützung bereitstellen und rasch mit dem Kreislauf verbunden werden können. Sie können den Blutfluss und die Perfusion der Organe, so auch der herzeigenen Kranzgefäße, verbessern und einen hypoxischen Zustand vermeiden. So sind beispielsweise extrakorporale Kreislaufunterstützungssysteme bekannt, mit deren Hilfe Blut durch eine in die Femoralvene eingebrachte Kanüle aus beispielsweise dem rechten Vorhof oder der Hohlvene entnommen und über einen Membranventilator dem Patienten mittels einer in die Femoralarterie eingebrachten Perfusionskanüle wieder zugeführt wird. Durch den Membranventilator erfolgt eine COz-Abreicherung und Oxygenierung des Bluts. Solche Systeme sind auch unter dem Begriff „extracorporeal membrane oxygenation" (ECMO) bekannt.
Obwohl hierdurch eine bessere Perfusion von Organen erreicht wird, erfolgt die Perfusion bzw. die Rückgabe von Blut kontinuierlich während sowohl der systolischen als auch der diastolischen Phase. Durch diese Anordnung ergibt sich also ein retrograder Blutfluss, welcher gegen die eigentliche Auswurfrichtung des Herzens gerichtet ist und somit die Nachlast in unerwünschter Weise erhöht. Folglich sammelt sich Blut in der linken Herzkammer und wird nicht mehr ausgeworfen. Die linke Herzkammer wird unnatürlich gedehnt. Das Herz wird hierdurch in seinem Auswurf gehindert und nicht mehr hinreichend entleert. Gleichzeitig muss das Herz mehr Muskelarbeit verrichten und benötigt entsprechend eine erhöhte Sauerstoffversorgung. Insbesondere im Fall eines bereits durch einen Myokardinfarkt geschädigten Herzens erweist sich ein solcher Befund als ausgesprochen unvorteilhaft. Unter solchen Umständen ist die Perfusion und Mikrozirkulation von Herz, Organen und Gehirn bei einem kontinuierlichen Blutfluss reduziert, da der menschliche Kreislauf bzw. die Perfusion auf der Pulsatilität des Herzens beruht.
Zur Nachlastverringerung wurden Systeme entwickelt, bei denen eine Pumpe in die linke Herzkammer eingesetzt wird, um ein Überdehnen der linken Herzkammer zu verhindern. Ein anderer Ansatz beruht auf der Einführung eines Ballons in den Aortenbereich. Der Ballon wird derart gesteuert, dass dieser anhand eines EKG-Signals rasch aufgepumpt wird, beispielsweise mit Helium, um die Durchblutung des Herzmuskelgewebes in einer Herzzyklusphase zu verbessern. Solche Systeme sind unter dem Begriff „intra-aortic balloon counterpulsation" (IABP) bekannt. Die Wirkung solcher Systeme ist jedoch begrenzt, denn es wird nur Blut in die Kranzgefäße befördert, das nicht hinreichend oxygeniert wurde. Weiterhin steigern solche (ggf. zusätzlichen) Verfahren die Invasivität der Behandlung erheblich.
Um die Nachlast zu verringern, können Kreislaufunterstützungssysteme alternativ zur kontinuierlichen Rückführung von Blut auch mit dem Herzschlag des Patienten synchronisiert werden. Die Pumpe wird beispielsweise anhand einer erkannten R-Zacke im EKG-Signal mit einer Verzögerungszeit angesteuert. Die Verzögerungszeit wird mit einem vorgegebenen Wert manuell eingestellt. Die Komplexität und die Dynamik der patienteneigenen Herzaktion erfordern eine zeitliche Feinsteuerung bzw. Feinabstimmung der extrakorporalen Unterstützung.
Entsprechend besteht ein Bedarf für Ansätze, die es erlauben, die Nachlast bei einer extrakorporalen Kreislaufunterstützung zu verringern.
Darstellung der Erfindung
Erfindungsgemäß wurde erkannt, dass eine bereitgestellte Kreislaufunterstützung bei einer vorgegebenen Verzögerungszeit für das bereitzustellende Triggersignal dazu führen kann, dass beispielsweise ein Puls einer Blutpumpe nicht während der vorgesehenen Herzzyklusphase verabreicht wird. Eine Durchblutung der herzeigenen Koronararterien, welche den Herzmuskel im Normalfall mit ausreichend Sauerstoff versorgen, erfolgt im Allgemeinen in der Diastole des Herzzyklus. Eine entsprechende Entleerung des linken Ventrikels ist hierbei geboten. Wenn der Füllungsdruck am Ende der Systole bzw. zu Beginn der Diastole im linken Ventrikel geringstmöglich ist, können die Koronararterien ihr Lumen größtmöglich aufweiten. Auf diese Weise wird die Blutflussrate und die Sauerstoffversorgung gesteigert. Bei sich ändernden Patientenbedingungen, d.h. den jeweils aktuellen Patientenzustand bzw. dessen Vitalparameter, kann es jedoch vorkommen, dass eine Perfusion versehentlich während der Systole bereitgestellt wird. Der bereitgestellte Blutfluss könnte dann beispielsweise die Aortenklappen verschließen und den Druck im linken Ventrikel weiter erhöhen, insbesondere, dann, wenn das Blut daraus nicht entweichen kann. Dieser erhöhte Druck kann eine weitere Verringerung der Perfusion der Koronararterien auslösen und somit der Therapie entgegenwirken.
Es wurde erfindungsgemäß weiterhin erkannt, dass ein fehlerhaftes Timing des bereitgestellten Blutflusses aufgrund einer fest voreingestellten Verzögerungszeit insbesondere bei unterschiedlichen Herzfrequenzen auftritt. Dieser Ansatz erlaubt es nicht, Änderungen der jeweiligen Herzzyklusphasen zu berücksichtigen. Es ist also kein Timing unter Berücksichtigung der konkreten und aktuellen Gegebenheiten der Herzzyklusphasen möglich.
Ausgehend von dem bekannten Stand der Technik ist es daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, die bereitzustellende Kreislaufunterstützung weiter zu verbessern und insbesondere das „Timing" des bereitzustellenden Triggersignals auch bei sich ändernden Patientenbedingungen zu optimieren.
Die Aufgabe wird durch die Gegenstände der unabhängigen Ansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen ergeben sich aus den Unteransprüchen, der Beschreibung und den Figuren.
Entsprechend wird ein Verfahren zum Steuern/Regeln einer extrakorporalen Kreislaufunterstützung eines Patienten vorgeschlagen, umfassend die Schritte:
Empfangen von kardialen Messwerten des unterstützten Patienten;
Bestimmen eines Systolenanfangs für einen aktuellen Herzzyklus des Patienten aus den kardialen Messwerten; und
Bereitstellen eines Triggersignals für die extrakorporale Kreislaufunterstützung für den aktuellen Herzzyklus mit einer Verzögerungszeit nach dem bestimmten Systolenanfang.
Erfindungsgemäß wird die Verzögerungszeit auf Grundlage einer Herzaktivität, welche aus den kardialen Messwerten mindestens eines vorherigen Herzzyklus bestimmt wird und für eine Systolendauer kennzeichnend ist, ausgewählt.
Entsprechend kann die Verzögerungszeit für den aktuellen Herzzyklus an die Herzaktivität angepasst werden. Eine dynamisch ausgestaltete Verzögerungszeit ermöglicht es, dass das Bereitstellen des Triggersignals an aktuelle Änderungen der Patientenbedingungen angepasst wird. Auf diese Weise kann verhindert werden, dass eine Perfusion der Koronararterien unbeabsichtigt während einer Systole erfolgt. Dies gilt umso mehr, als die Herzaktivität für die Systolendauer kennzeichnend ist und diese dadurch beim Bereitstellen des Triggersignals mittels der entsprechend angepassten Verzögerungszeit berücksichtigt wird. Somit kann erfindungsgemäß, anders als bei einer fest voreingestellten Verzögerungszeit, eine Nachlast weitestgehend vermieden oder zumindest erheblich verringert und gleichzeitig eine Verbesserung der Perfusion der Endorgane und insbesondere der herzeigenen Koronararterien sichergestellt werden. Die Herzaktivität kann für den unmittelbar vorherigen Herzzyklus oder auch für mehrere vorherige Herzzyklen bestimmt werden. Sie wird jedoch bevorzugt für einen Zeitraum vor dem Systolenanfang des aktuellen Herzzyklus bestimmt, sodass das Bereitstellen des Triggersignals nicht beeinträchtigt wird.
Die kardialen Messwerte werden bevorzugt kontinuierlich während der extrakorporalen Kreislaufunterstützung erfasst und empfangen, um hochaufgelöste Messwerte zu empfangen und das Bestimmen des Systolenanfangs und der Herzaktivität zu erleichtern. Die Messwerte können beispielsweise für einen vorgegebenen Zeitraum, welcher einem therapeutischen Vorgang oder einem Abschnitt des therapeutischen Vorgangs entspricht, empfangen werden.
Das Bestimmen des Systolenanfangs und die darauf bezogene Verzögerungszeit hat den Vorteil, dass für den jeweiligen Herzzyklus eine eindeutige Herzzyklusphase bestimmt werden kann, so dass das Triggersignal mit einer hohen zeitlichen Stabilität bereitgestellt werden kann.
Bevorzugt wird für jeden Herzzyklus die Herzaktivität bestimmt und die Verzögerungszeit herzzyklusspezifisch ausgewählt. Auf diese Weise kann eine Anpassung der Verzögerungszeit quasi in Echtzeit erfolgen. Die Verzögerungszeit ist vorteilhafterweise auch für den aktuellen Herzzyklus bzw. das auszugebende Triggersignal optimiert. Für den aktuellen Herzzyklus kann in diesem Fall typischerweise ausschließlich die Herzaktivität des unmittelbar vorherigen Herzzyklus berücksichtigt werden, beispielsweise um rasche Änderungen der Herzaktivität zu berücksichtigen. Alternativ kann jedoch auch die Herzaktivität einer vorgegebenen Anzahl an vorherigen Herzzyklen zum Anpassen der Verzögerungszeit berücksichtigt werden. Entsprechend kann beispielsweise ein (gleitender) Mittelwert der Herzaktivität, beispielsweise für die letzten zwei, drei, vier oder 5 bis 10 Herzzyklen, berücksichtigt werden. Hierdurch ergibt sich beispielsweise der Vorteil, dass einzelne Ausreißer unter den vorangegangenen Herzzyklen weniger stark gewichtet werden. Auch ist die ausgewählte Verzögerungszeit weniger stark von eventuell auftretenden Messfluktuationen geprägt.
Wie vorstehend erläutert, kann dadurch, dass die Herzaktivität für die Systolendauer kennzeichnend ist und diese beim Auswählen bzw. Anpassen der Verzögerungszeit für den aktuellen Herzzyklus berücksichtigt wird, verhindert werden, dass das Triggersignal während einer Systole des aktuellen Herzzyklus bereitgestellt wird. Bevorzugt umfasst die Herzaktivität zumindest den Diastolenanfang des jeweiligen Herzzyklus. Die Herzaktivität kann beispielsweise das Schließen der Aortenklappen, welches am Ende der systolischen Phase bzw. am Anfang der Diastole erfolgt und eine Füllungsphase des Herzens indiziert, umfassen oder bestimmen. Auf diese Weise kann für den aktuellen Herzzyklus mit erhöhter Wahrscheinlichkeit ein Triggersignal mit der entsprechenden Verzögerungszeit derart bereitgestellt werden, dass beispielsweise ein Puls in die Diastole des Herzzyklus fällt bzw. nicht in die Zeitperiode fällt, während derer die Herzklappen geöffnet sind.
Vorteilhafterweise kann die Verzögerungszeit basierend auf einer aus den kardialen Messwerten bestimmten Herzfrequenz ausgewählt werden. Entsprechend können Änderungen der Herzfrequenz und damit einhergehende Änderungen der jeweiligen Herzzyklusphasen beim Anpassen oder Einstellen der Verzögerungszeit als dynamisch veränderliche Patientenbedingungen berücksichtigt werden. Hierdurch kann die Verzögerungszeit für das Bereitstellen des Triggersignals in der vorgesehenen Herzzyklusphase noch genauer bestimmt bzw. ausgewählt werden.
Bevorzugt wird die Herzfrequenz für den aktuellen Herzzyklus bestimmt oder umfasst die Herzfrequenz den aktuellen Herzzyklus. So kann beispielsweise der jeweils bestimmte Systolenanfang des aktuellen Herzzyklus als Basis für die ermittelte Herzfrequenz dienen. Hierdurch kann die Verzögerungszeit auch eventuelle Schwankungen der Herzfrequenz in der aktuellen Herzzyklusphase berücksichtigen. Die Herzfrequenz kann beispielsweise mit Hilfe des jeweils bestimmten Systolenanfang für ausschließlich den aktuellen Herzzyklus und den unmittelbar vorherigen Herzzyklus bestimmt werden. Somit kann die Herzfrequenz mit hoher Genauigkeit, bezogen auf den aktuellen Patientenzustand bzw. eine entsprechende Tendenz, festgelegt werden. Die Herzfrequenz kann alternativ jedoch auch für eine vorgegebene Anzahl von Herzzyklen bestimmt werden, beispielsweise für die letzten fünf Systolenanfänge. Dadurch lassen sich geringfügige und/oder vernachlässigbare Schwankungen der Herzfrequenz ausgleichen. Bei einer gegebenen Stabilität der Herzfrequenz kann eine entsprechende Triggerstabilität sichergestellt werden.
Die kardialen Messwerte umfassen bevorzugt EKG-Signale des Patienten, wobei der Systolenanfang und die Herzaktivität mit Hilfe von EKG-Signalen bestimmt werden. Auf Basis der EKG-Signale können beispielsweise für verschiedene Herzzyklusphasen entsprechende charakteristische Amplituden ermittelt werden. So ist eine für den Anfang der systolischen Phase des Herzzyklus charakteristische R-Zacke bzw. R-Welle in der Regel leicht von anderen Phasen des Herzzyklus, beispielsweise in einem QRS-Komplex, unterscheidbar. Die R-Zacke kann also mit einer entsprechenden Verzögerungszeit mittels des Triggersignals zur Steuerung der extrakorporalen Kreislaufunterstützung dienen, beispielsweise zur Steuerung einer Blutpumpe in einer sukzessiven diastolischen Phase. Die charakteristischen Amplitudenänderungen ermöglichen weiterhin ein Bestimmen der Systolendauer mit hoher Genauigkeit, sodass die Verzögerungszeit für das Bereitstellen des Triggersignals geeignet eingestellt werden kann. Entsprechend wird beim Bestimmen der Herzaktivität bevorzugt eine aus den EKG-Signalen erfasste QT-Zeit berücksichtigt. Die QT-Zeit entspricht der Periode des Herzzyklus vom Anfang der Q-Zacke des QRS Komplex bis zum Ende der sukzessiven T-Welle. Der Zeitpunkt des Endes der T-Welle korrespondiert physiologisch mit dem Schließen der Aortenklappen und kennzeichnet somit das Ende der Systole bzw. den Anfang der Diastole.
Die Berücksichtigung der QT-Zeitdauer erweist sich als Vorteil, weil diese ungefähr der Zeitdauer der Diastole entspricht und die Verzögerungszeit somit noch genauer auf den gewünschten Zeitpunkt der Abgabe des Triggersignals in der jeweiligen Herzzyklusphase abgestimmt werden kann.
Bevorzugt wird die QT-Zeit mittels einer aus den EKG-Signalen bestimmten Herzfrequenz normiert und/oder berücksichtigt. So ist die QT-Zeit typischerweise von der Herzfrequenz des Patienten abhängig. Es ist also zu erwarten, dass eine Änderung der QT-Zeit mit einer Änderung der Herzfrequenz einhergehen dürfte. Umgekehrt lässt sich derart besonders vorteilhaft eine Herzfrequenz-optimierte Verzögerungszeit bestimmen. Für entsprechende Herzfrequenzen ist eine normierte QT-Zeit zu erwarten. Beispielsweise kann eine Verzögerungszeit anhand der „Framingham Formel" ausgewählt werden, um die Herzfrequenz-basierte QT-Zeit darzustellen. Dergestalt kann mittels normierter Werte und der aktuellen Herzfrequenz kann eine (theoretische) Verzögerungszeit für den aktuellen Herzzyklus berechnet werden. Solche normierten Werte können auf Erfahrungswerten beruhen und beispielsweise anhand von früheren Datensätzen, welche zuvor offline ausgewertet und validiert wurden, vorgegeben sein. Die Verzögerungszeit kann beispielsweise nach der folgenden Variante der Framingham-Formel berechnet werden:
Verzögerungszeit = 380 - 154 x (1 - 60 / Herzfrequenz)
Die Herzfrequenz wird bevorzugt durch Absicherung auf den Systolenanfang der jeweiligen Herzzyklen ermittelt, beispielsweise mittels eines Zeitintervalls zwischen zwei R-Zacken sukzessiver Herzzyklen, eines sogenannten R-R-Intervalls. Auf diese Weise kann auch die Herzfrequenz des aktuellen Herzzyklus berücksichtigt werden. Die Verzögerungszeit kann derart für jeden Herzzyklus aktuell bestimmt und optimiert werden. Quasi automatisch erfolgt eine Korrektur derselben, wenn sich die Herzfrequenz ggf. ändert. Sollte sich die systolische Phase beispielsweise aufgrund einer auftretenden Erhöhung der Herzfrequenz verkürzen, kann die Verzögerungszeit entsprechend angepasst werden. Denn durch die Herzfrequenz kann eine entsprechende Verkürzung der QT-Zeit beim Bestimmen der Verzögerungszeit berücksichtigt werden. Das Triggersignal kann folglich mit erhöhter Wahrscheinlichkeit zu einem Zeitpunkt abgegeben werden, welcher nicht in die systolische Phase fällt. Eine Nachlast kann daher verringert oder sogar weitestgehend vermieden werden.
Mit anderen Worten kann die Verzögerungszeit vorteilhafterweise basierend auf einer bestimmten Herzfrequenz ausgewählt bzw. bestimmt werden, wobei (ggf. ausschließlich) anhand der Herzfrequenz ein Wert für die QT-Zeit, welche für die Verzögerungszeit maßgeblich ist, bestimmt bzw. berücksichtigt wird.
Die kardialen Messwerte können dem Aortendruck des Patienten entsprechende Druckwerte einschließen. Die Herzaktivität kann mittels der Druckwerte bestimmt werden. So kann beispielsweise eine Systolendauer mittels einer entsprechenden Druckamplitude bzw. eines Druckanstiegs und Druckabfalls bestimmt werden. Der Zeitpunkt des Druckanstieg kann weiterhin als Maßgabe für den Zeitpunkt des Systolenanfangs herangezogen werden. Der Aortendruck kann zusätzlich zu EKG-Signalen empfangen werden. Eine Redundanz der enthaltenen Daten bzw. Informationen kann dazu dienen und behilflich sein, beispielsweise die Sicherheit der extrakorporalen Kreislaufunterstützung zu verbessern. Dies gilt beispielsweise dann, wenn für einen jeweiligen, insbesondere aktuellen Herzzyklus kardiale Messwerte fehlen sollten.
Auch kann aufgrund einer solchen Redundanz eine Überwachung der kardialen Messwerte erfolgen. Dies geschieht bspw., indem der Zeitpunkt des Systolenanfangs sowohl mittels des EKG-Signals, beispielsweise durch Ermitteln einer R-Zacke, als auch mittels des Druckanstiegs ermittelt wird und die jeweiligen Zeitpunkte miteinander verglichen werden. Die Zeitpunkte können bei geringer Abweichung ggf. gemittelt werden. Überschreitet eine Abweichung bzw. die Differenz ermittelter Zeitpunkte jedoch einen vorgegebenen Schwellenwert, so kann ggf. ein spezifischer kardialer Messwert gewählt werden. Dies gilt beispielsweise dann, wenn für den jeweils anderen oder weiteren kardialen Messwert Fluktuationen oder Störsignale auftreten. Es kann auch ein (ggf. weiterer) Schwellenwert vorgesehen sein, dessen Überschreiten ein Warnsignal auslösen kann.
Entsprechend kann die Genauigkeit des Zeitpunkts des bereitzustellenden Triggersignals, beispielsweise zum Regeln einer Blutpumpe, auch durch eine Kombination des EKG-Signals und des gemessenen Aortendrucks weiter verbessert werden. Eventuelle EKG-Störungen können derart die Sicherheit des Patienten und die Funktionalität der extrakorporalen Kreislaufunterstützung nicht mehr beeinträchtigen.
Bevorzugt wird mittels der Druckwerte ein dikrotischer Punkt für den jeweiligen Herzzyklus ermittelt und die Systolendauer basierend auf dem dikrotischen Punkt bestimmt. Anhand der Druckwerte kann auch der Systolenanfang eines jeweiligen Herzzyklus ermittelt und die Systolendauer (basierend auf dem dikrotischen Punkt) dargestellt werden. Beispielsweise kann ein kurzer Anstieg des Aortendrucks nach einem vorausgegangenen Abfall des Aortendrucks das Schließen der Aortenklappen und somit das Ende der Systole und den entsprechenden Diastolenanfang bzw. die Füllungsphase des Herzens indizieren. Eine solche Druckänderung kann beispielsweise in einer Druckkurve als dikrotischer Punkt, welcher auch als „dikrotische Kerbe" bezeichnet wird, detektiert werden. Ein Systolenanfang kann auch im Lichte eines Druckverlaufs bestimmt werden. Dieser Modus wird beispielsweise ermöglicht, wenn eine Drucksteigung ermittelt wird, welche einen vorgegebenen Schwellenwert übersteigt und/oder nach einem vorgegebenen Druckabfall erfasst wird. Es kann zusätzlich das Ende einer T-Welle aus einem EKG-Signal ermittelt werden, welches physiologisch gleichfalls mit dem Schließen der Aortenklappen korrespondiert. Die Systolendauer kann dann mit einer gewissen Sicherheitsredundanz bestimmt werden.
Die Verzögerungszeit kann also mittels der Druckwerte, welche dem Aortendruck des Patienten entsprechen, bestimmt werden. Sie kann bevorzugt derart ausgewählt werden, dass das Triggersignal nach dem dikrotischen Punkt bereitgestellt bzw. ein abgegebener Puls der extrakorporalen Kreislaufunterstützung nach dem dikrotischen Punkt verabreicht wird. Ein Puls sollte vorteilhafterweise vor dem Wiederansteigen der Druckkurve abgeschlossen sein.
Beispielsweise kann die Verzögerung so gewählt sein, dass ein Pumpensignal dann ausgegeben wird, wenn eine kurze Druckerhöhung in der Aorta stattfindet, wodurch der Zeitpunkt des Aortenklappenschlusses und somit der Anfang der Diastole markiert wird. Durch Betätigung des Motors bzw. des Pumpenantriebs und des Rotorblatts und durch das Triggern des Pulses zu diesem Zeitpunkt kann ein (pulsatiler) Blutfluss beispielsweise über eine arterielle Kanüle in den Bereich (direkt) stromabwärts des linken Ventrikels und in die Aorta abgegeben werden. Die Positionierung und gegenströmige Ausrichtung der Kanülenspitze bewirken schließlich einen erhöhten pulsatilen Blutfluss in den Koronararterien. Eine entsprechend verbesserte Durchblutung des Herzmuskelgewebes wird hierdurch bereitgestellt, ohne jedoch den systemischen Kreislauf zu beeinträchtigen.
Dadurch, dass der zusätzliche Blutfluss erst nach dem Schließen der Aortenklappen erfolgt und bevorzugt vor dem Beginn einer sukzessiven systolischen Phase beendet wird, wird eine Nachlastsenkung und gleichzeitig sogar eine diastolische Augmentation bei hinreichender Perfusion der Endorgane ermöglicht.
Die Druckwerte können beispielsweise am Schlauchset der extrakorporalen Kreislaufunterstützung und/oder mittels einer Kanüle auf Höhe des Aortenbogens des Patienten gemessen werden.
So kann beispielsweise ein arterieller Druck über eine Schnittstelle, welche kommunikativ mit mindestens einem Drucksensor verbunden ist, empfangen werden. Bevorzugt erfolgt die Druckmessung vor einer Blutpumpe, hinter einer Blutpumpe und/oder nach einem im extrakorporalen Kreislaufsystem vorgesehenen und mit der Blutpumpe verbundenen Oxygenator bzw. Membranventilator. Die Druckmessung eines arteriellen Drucks des unterstützten Patienten kann invasiv im Patienten, beispielsweise an einer Kanülenspitze einer arteriellen Kanüle, beispielsweise in der Aorta des Patienten, oder durch eine andere Druckmesssonde, die beispielsweise in der Aorta an geeigneter Stelle oder auch in der a. femoralis und/oder a. Hiaca oder a. radialis positioniert werden kann, erfolgen. Auf diese Weise kann eine potenzielle Interferenz als Folge der Pulswellenlaufzeit durch die Kanüle und das Schlauchset eliminiert werden.
Der Druck kann mit Hilfe von nicht-invasiven Drucksensoren (ohne direkten Blutkontakt) gemessen werden oder mit Hilfe einer invasiven Druckmessung mit Blutkontakt an den Schlauchschenkeln des Schlauchsets erfolgen. Der arterielle Druck kann auf nicht-invasive Weise erfasst und empfangen werden, indem beispielsweise der arterielle Druck über nichtinvasive Schlauchschenkel oder im Kreisunterstützungslaufsystem außerhalb des Patienten erfasst wird. Dadurch kann das extrakorporale Kreislaufunterstützungssystem kompakt gehalten werden und eine komplexe Anordnung vermieden werden. Für den Patienten bedeutet dies weiterhin, dass eingeführte Kanülen kleiner dimensioniert sein und chirurgische Eingriffe grundsätzlich weniger invasiv erfolgen können.
Das Triggersignal wird bevorzugt für eine Blutpumpe der extrakorporalen Kreislaufunterstützung bereitgestellt. Auf diese Weise kann ein zusätzlicher und/oder unterstützender Blutfluss bereitgestellt werden. Aufgrund der Verzögerungszeit, welche an sich ggf. ändernden Patientenbedingungen dynamisch angepasst wird, kann die Blutflussunterstützung zum geeigneten Zeitpunkt in der jeweiligen Herzzyklusphase verabreicht werden kann.
Die Verzögerungszeit kann unter Berücksichtigung einer vorgegebenen Pulswellenlaufzeit der Blutpumpe ausgewählt werden. Abhängig von den Patientenbedingungen und der Ausgestaltung der extrakorporalen Kreislaufunterstützung kann nämlich eine gewisse fluidische Transportzeit eines abgegebenen Blutpulses auftreten. Diese kann sich nach dem Startsignal für die Blutpumpe, wegen der Laufzeit durch das Schlauchset, wegen der Laufzeit durch die Kanüle und schließlich wegen des Zeitintervalls bis zur Verabreichung im Aortenbogen ergeben. Die ausgewählte Verzögerungszeit kann eine solche Laufzeit vorteilhafterweise berücksichtigen. Hierdurch kann ein Verzug zwischen dem Ende der systolischen Phase bzw. Diastolenanfang und dem Verabreichen des Blutflusses im Zielbereich reduziert oder vermieden werden. So kann die ermittelte Verzögerungszeit zumindest teilweise oder vollständig um die vorgegebene Pulswellenlaufzeit verkürzt/verringert werden. Eine mittels des Triggersignals bereitgestellte Pulswelle wird derart zu einem Zeitpunkt nach dem Systolenanfang im Zielbereich auftreten, welcher der mit der Pulswellenlaufzeit addierten Verzögerungszeit entspricht und mit dem Diastolenanfang zusammenfällt.
Die Pulswellenlaufzeit kann beispielsweise anhand eines Nachschlagverzeichnisses, das beispielsweise für vorgegebene Schlauchlängen, Blutpumpen und/oder Pulsparameter die entsprechende Pulswellenlaufzeit ausweist, ermittelt werden. Wenn die kardialen Messwerte auch Druckwerte der Aorta einschließen und beispielsweise die Systolendauer bzw. das Systolenende mit Hilfe von Druckwerten bestimmt wird, kann vorteilhafterweise zudem eine Laufzeit der Pulswelle vom Aortenbogen zur Druckmessstelle, beispielsweise einer Rückgabestelle am Schlauchset, berücksichtigt werden.
In dieser Hinsicht kann ein empfangener Aortendruck ggf. als Verifizierung der ausgewählten Verzögerungszeit dienen. Der gemessene Aortendruck kann eine Rückkopplung für die extrakorporale Kreislaufunterstützung und das bereitgestellte Triggersignal darstellen. Der gemessene Aortendruck kann ein Feedback-Signal für die Verzögerungszeit und die Pulswellenlaufzeit bereitstellen, welches beim Bestimmen der Verzögerungszeit automatisch berücksichtigt werden kann. Somit kann das Bestimmen der Verzögerungszeit noch weiter verbessert und ggf. in iterativer Weise optimiert werden.
Das Triggersignal gibt bevorzugt eine Pulsdauer der Blutpumpe vor. Die Pulsdauer wird vorteilhafterweise mit Hilfe einer aus den kardialen Messwerten bestimmten Herzzyklusdauer und der Verzögerungszeit definiert. Die Pulsdauer kann entsprechend geregelt werden, um die Pulsdosis zu optimieren bzw. zu maximieren. Die durch den Puls bewirkte Druckerhöhung sollte jedoch zu Beginn der sukzessiven Systole abgeschlossen sein, um eine zeitliche Verschränkung oder Überlagerung der Puls-gesteuerten Druckerhöhung und der Systolendauer zu verhindern. Entsprechend ist die Pulsdauer zeitbeschränkt. Vorteilhafterweise lässt sich die maximale Pulsdauer durch die Differenz zwischen der Herzzyklusdauer und der bestimmten Verzögerungszeit ermitteln. Die Herzzyklusdauer kann beispielsweise anhand eines R-R Intervalls bestimmt werden. Die Verzögerungszeit entspricht vorteilhafterweise der QT-Zeit des Herzzyklus, sodass die Differenz idealerweise der Dauer der diastolischen Phase entspricht.
Die Pulsdauer kann beispielsweise nach der folgenden Formel ermittelt werden:
Pulsdauer = 60 / Herzfrequenz - Verzögerungszeit
Die Herzfrequenz kann für den Systolenanfang des aktuellen Herzzyklus und den unmittelbar vorherigen Herzzyklus bestimmt oder als gleitender Mittelwert einer vorgegebenen Anzahl vorheriger Herzzyklen ausgegeben werden.
Die Pulsdauer kann somit basierend auf einer bestimmten Herzfrequenz und einer anhand der Herzfrequenz bestimmten QT-Zeit, welche bevorzugt der eingestellten Verzögerungszeit entspricht, bestimmt werden. Entsprechend können vorteilhafterweise (ggf. ausschließlich) anhand der EKG-Signale die Herzfrequenz und somit sowohl die Verzögerungszeit als auch die Pulsdauer bestimmt werden. Sowohl für die Verzögerungszeit als auch für die Pulsdauer kannquasi automatisch die für die Herzfrequenz entsprechende QT-Zeit berücksichtigt werden und eine Überlappung eines abgegebenen Triggersignals mit einer systolischen Phase auf einfache jedoch sichere Weise weitestgehend vermieden werden.
Um eine kurative Behandlung für den Patienten zu ermöglichen, ergänzen sich der Puls, das Herzminutenvolumen des Patienten und das reduzierte Herzzeitvolumen des geschädigten Herzens bevorzugt auf einen optimierten Wert. Derart können die kardialen Messwerte dem Aortendruck des Patienten entsprechende Druckwerte umfassen. Das Triggersignal gibt bevorzugt eine Pulshöhe vor, welche mit Hilfe der Druckwerte definiert werden kann. Mittels der eingestellten Pulshöhe und der Pulsdauer kann derart ein zusätzliches Pulsvolumen bereitgestellt werden, welches den Gesamtdruck im Aortenbereich in der diastolischen Phase des Herzzyklus vorteilhaft erhöht. Der optimale Wert der Pulshöhe kann mittels (bevorzugt nichtinvasiver) Messungen des Herzzeitvolumens mit und ohne extrakorporale Kreislaufunterstützung ermittelt werden. Weiterhin kann die Pulshöhe, bspw. durch die empfangenen Aortendruckwerte, nachgefühlt bzw. angepasst werden, bevorzugt iterativ, um die optimale Pulshöhe kontinuierlich oder periodisch im Lichte des jeweils aktuellen Herzzeitvolumens zu ermitteln.
Erfindungsgemäß kann durch den Biutfluss eine verbesserte Durchblutung sowohl der Herzmuskulatur als auch der Endorgane sichergestellt werden. Die Blutpumpe und die Pulsparameter können weitergehend oder sogar vollumfänglich an den intrinsischen Herzrhythmus des Patienten angepasst werden. Insbesondere kann eine diastolische Augmentation bewirkt werden, ohne jedoch die Nachlast unverhältnismäßig zu erhöhen, d.h. diese vorteilhafterweise so gering wie möglich zu halten.
Die der Erfindung zugrundeliegende Aufgabe wird weiterhin durch eine Vorrichtung zum Steuern/Regeln einer extrakorporalen Kreislaufunterstützung eines Patienten gelöst. Die Vorrichtung umfasst eine Schnittstelle zum Empfangen von kardialen Messwerten des unterstützten Patienten und eine Auswerteeinheit, welche dazu eingerichtet ist, einen Systolenanfang für einen aktuellen Herzzyklus des Patienten aus den kardialen Messwerten zu bestimmen. Die Vorrichtung ist dazu eingerichtet, für den aktuellen Herzzyklus ein Triggersignal mit einer Verzögerungszeit nach dem bestimmten Systolenanfang für die extrakorporale Kreislaufunterstützung bereitzustellen. Erfindungsgemäß ist die Auswerteeinheit dazu eingerichtet, eine Herzaktivität, welche für eine Systolendauer kennzeichnend ist, aus den kardialen Messwerten mindestens eines vorherigen Herzzyklus zu bestimmen und die Verzögerungszeit auf Basis der Herzaktivität einzustellen. Die Vorrichtung kann beispielsweise eine oder mehrere in einem System zur extrakorporalen Kreislaufunterstützung vorhandenen Pumpenantriebe oder Pumpenköpfe für (insbesondere nicht-okklusive) Blutpumpen steuern bzw. regeln und ggf. mit weiteren Modulen fluidisch verbunden sein. Beispielsweise kann die Blutpumpe mit einem im extrakorporalen Kreislaufunterstützungssystem vorgesehenen Oxygenator oder Membranventilator fluidisch verbunden sein. Auf diese Weise kann die Sauerstoffanreicherung und CO2-Abreicherung des Bluts erfolgen. Die fluidische Verbindung kann beispielsweise mit einem venösen Zugang mittels einer venösen Kanüle und einem arteriellen Zugang mittels einer arteriellen Kanüle zum Ansaugen bzw. Fördern des Bluts hergestellt werden. Hierdurch wird ein Blutfluss von einer Seite mit niedrigem Druck zu einer Seite mit höherem Druck bereitgestellt. Somit können mittels der Blutpumpe eine extrakorporale Sauerstoffanreicherung des Bluts und eine verbesserte Sauerstoffversorgung für den Patienten ermöglicht werden. Durch die quasi automatisch an die jeweiligen Patientenbedingungen anpassbare, dynamisierte Verzögerungszeit kann das O2- angereicherte Blut zum optimalen Zeitpunkt verabreicht werden. Es kann zudem vermieden werden, dass ein zusätzlicher Blutfluss während einer systolischen Phase auftritt.
Bevorzugt ist die Schnittstelle dazu eingerichtet, EKG-Signale und/oder für Aortendruck kennzeichnende Druckwerte des Patienten als kardiale Messwerte zu empfangen. Auf diese Weise können für die Herzaktivität kennzeichnende Messwerte einfach und eindeutig ermittelt werden. So können aus dem EKG eine R-Zacke aus einem QRS-Komplex sowie eine T-Welle bzw. deren Ende ermittelt werden, um, wie vorstehend beschrieben, einen Systolenanfang und ein Systolenende oder eine entsprechende QT-Zeit zu definieren. Gleichermaßen kann anhand von Druckwerten zumindest ein dikrotischer Punkt, welcher für das Schließen der Aortenklappen kennzeichnend bzw. dadurch verursacht wird, ermittelt werden. Somit kann ein Zeitpunkt des Diastolenanfangs eindeutig definiert werden.
Die Vorrichtung kann weiterhin dazu eingerichtet sein, die oben beschriebenen bevorzugten Verfahrensschritte auszuführen.
Weiterhin wird eine Kreislaufunterstützungsvorrichtung vorgeschlagen, welche die vorstehend beschriebene erfindungsgemäße Vorrichtung umfasst.
Die Schnittstelle kann beispielsweise als Sensorbox ausgebildet sein, welche über Anschlüsse mit verschiedenen Sensoren, wie beispielsweise im Schlauchsystem integrierten Drucksensoren, und einem EKG-Gerät verbunden werden kann. Neben der Schnittstelle und der Auswerteeinheit kann die Kreislaufunterstützungsvorrichtung also auch ein EKG-Gerät aufweisen, welches mit der Schnittstelle kommunikativ verbunden ist. Dadurch kann die Kreislaufunterstützungsvorrichtung funktionell ganz unabhängig, insbesondere ohne die Notwendigkeit einer Bereitstellung weiterer Komponenten, eingesetzt werden. Das EKG-Gerät kann weiterhin an der Vorrichtung zum Steuern/Regeln befestigt sein, wodurch eine kompakte Anordnung ermöglicht wird. Bevorzugt ist das EKG-Gerät beispielsweise in einer Sensorbox in Form einer EKG-Karte oder eines EKG- Moduls verwirklicht.
Eine oder mehrere Komponenten der Kreislaufunterstützungsvorrichtung können weiterhin in einem (bspw. einzigen) Gehäuse integriert sein. Hierbei kann die Vorrichtung zum Steuern/Regeln beispielsweise in Gestalt einer Konsole verwirklicht sein, welche eine Benutzerschnittstelle zum Eingeben und Auslesen von Einstellungen des Systems, insbesondere von Parametern der Blutpumpe und/oder des bereitzustellenden bzw. bereitgestellten Triggersignals, aufweist. Beispielsweise kann die Konsole ein Touchscreen und/oder ein Display mit einer Tastatur zur Benutzerbedienung umfassen. Die Vorrichtung zum Steuern/Regeln betreibt, betätigt, steuert, regelt und überwacht die Blutpumpe und ermöglicht eine Synchronisierung der Blutpumpe mit dem jeweiligen Herzzyklus des Patienten.
Beispielsweise können das empfangene EKG-Signal und die Herzfrequenz aufgezeichnet werden, wobei das Display das aktuelle EKG-Signal grafisch und die aktuelle oder gemittelte Herzfrequenz numerisch wiedergibt. Weiterhin können charakteristische Eigenschaften des EKG- Signals in der grafischen Darstellung betont bzw. markiert werden, sodass in einem QRS-Signal beispielsweise eine zum Bereitstellen des Triggersignals erfasste R-Zacke und eine für die Verzögerungszeit relevante QT-Zeit im EKG-Signal markiert werden können. Weiterhin können weitere Einstellungen, wie der Zeitpunkt des ausgegebenen Triggersignals und die Pulsdauer im EKG-Signal, abgebildet sein, sodass ein Benutzer die Steuerung und Regelung der Blutpumpe im Hinblick auf den physiologischen Zustand und insbesondere die systolischen und diastolischen Phasen des Patienten überwachen kann.
Kurze Beschreibung der Figuren
Bevorzugte weitere Ausführungsformen der Erfindung werden durch die nachfolgende Beschreibung der Figuren näher erläutert. Es zeigen:
Figur 1 eine schematische Darstellung von idealtypischen kardialen Signalen in Form von EKG- Signalen und Messwerten des Aortendrucks;
Figur 2 eine schematische Darstellung verschiedener zu berücksichtigender Parameter zum Bereitstellen des Triggersignals;
Figur 3 eine schematische Darstellung der kardialen Signalen gemäß Figur 1 mit einer fest eingestellten Verzögerungszeit für verschiedene Herzfrequenzen; und
Figur 4 eine schematische Darstellung einer erfindungsgemäßen Bereitstellung eines Triggersignals für eine Blutpumpe gemäß einer bevorzugten Ausführungsform. Detaillierte Beschreibung bevorzugter Ausführungsbeispiele
Im Folgenden werden bevorzugte Ausführungsbeispiele anhand der Figuren beschrieben. Dabei werden gleiche, ähnliche oder gleichwirkende Elemente in den unterschiedlichen Figuren mit identischen Bezugszeichen versehen. Auf eine wiederholte Beschreibung dieser Elemente wird teilweise verzichtet, um Wiederholungen zu vermeiden.
Gemäß Figur 1 ist schematisch ein Verlauf von kardialen Messwerten 10 über einen vorgegebenen Zeitraum für sukzessive Herzzyklen gezeigt. Die kardialen Messwerte 10 liegen in Form von EKG-Signalen 12 und in Form eines Druckwerts bzw. Messwerts des Aortendrucks 14 eines Patienten vor. Die EKG-Signale 12 und die Werte des Aortendrucks 14 können beispielsweise mittels einer Schnittstelle einer extrakorporalen Kreislaufunterstützungsvorrichtung empfangen werden und im Anschluss von einer Auswerteeinheit ausgewertet werden.
Die dargestellten Kurven stellen idealisierte Verläufe dar, um einen standardisierten Ablauf der Herzzyklusphase bzw. Herzzyklusphasen abzubilden. Entsprechend kann im EKG-Signal 12 nach einer P-Welle ein QRS-Komplex ermittelt werden, welcher eine für den Systolenanfang 16 kennzeichnende und eindeutig zu erfassende R-Zacke umfasst. Das sukzessive Systolenende bzw. der anschließende Diastolenanfang 18 folgt dann am Ende der T-Welle, deren Ende mit dem Schließen der Aortenklappen korrespondiert.
Aus der unteren Druckkurve des Aortendrucks 14 geht weiterhin hervor, dass der Systolenanfang 16, bei dem sich die Aortenklappen öffnen, als Druckanstieg nach einem empfangenen niedrigen Druckwert festgestellt werden kann. Ein geringer Druckanstieg nach einem abfallenden Druckwertverlauf, jedoch bei einem höheren absoluten Druck lässt auf das Systolenende bzw. den Diastolenanfang 18 schließen. Ein solcher Druckanstieg in der bereits abfallenden Druckkurve und der sukzessive weitere Druckabfall ist auch als dikrotischer Punkt bzw. eine „dikrotische Kerbe" bekannt und im Druckverlauf in der Regel eindeutig erfassbar. Entsprechend können anhand der EKG-Signale 12 und der Werte des Aortendrucks 14 verschiedene Herzaktivitäten, welche zumindest für die Systolendauer kennzeichnend sind, bestimmt werden.
Die ermittelten Herzaktivitäten, wie das Systolenende 16, können als Grundlage für das Bestimmen einer Verzögerungszeit eines bereitzustellenden Triggersignals dienen. Wie vorstehend erläutert, sollte ein zusätzlicher, retrograder Blutfluss im Aortenbogen während der Systole möglichst vermieden werden, um die Nachlast zu reduzieren. Die Erfassung des Systolenanfang 16, beispielsweise als R-Zacke im EKG-Signal 12, sowie die Erfassung des Systolenendes 18, beispielsweise anhand der T-Welle im EKG-Signal 12, ermöglicht es, die Systolendauer 20 zu ermitteln. So kann beispielsweise eine Systolendauer 20 für einen Herzzyklus bestimmt werden und die Systolendauer 20 beim Bereitstellen eines Triggersignals eines sukzessiven Herzzyklus berücksichtigt werden.
Auf diese Weise kann eine optimierte Verzögerungszeit für einen aktuellen Herzzyklus bestimmt werden, welche die Herzaktivität zumindest eines vorherigen Herzzyklus berücksichtigt. Es wird somit eine extrakorporale Kreislaufunterstützung bereitgestellt, mit deren Hilfe sich ändernde Herzzyklusphasen unmittelbar berücksichtigt werden können. Eine manuelle Anpassung einer voreingestellten Verzögerungszeit ist erfindungsgemäß nicht mehr veranlasst.
Weiterhin kann, alternativ oder zusätzlich, sogar eine Herzaktivität für den aktuellen Herzzyklus ermittelt werden, indem eine herzfrequenzbedingte QT-Zeit ermittelt wird. Eine solche normierte QT-Zeit kann beispielsweise anhand von Erfahrungswerten und einer (ggf. angepassten) Framingham-Formel bestimmt werden. Hierbei müsste lediglich die Herzfrequenz für den aktuellen Herzzyklus bestimmt werden. Durch Ermittlung der Herzfrequenz beispielsweise anhand eines R-R-lntervalls oder eines P-P-Intervalls, welche dem Diastolenanfang 18 jedenfalls vorgelagert sind, kann algorithmisch auch - oder ausschließlich - die Herzaktivität des aktuellen Herzzyklus für die Bestimmung der Verzögerungszeit berücksichtigt werden.
Wie gemäß Figur 2 dargestellt, können für einen bereitzustellenden Puls nicht nur die Verzögerungszeit 24, sondern auch weitere Faktoren berücksichtigt werden. So ist für die Erfassung und Ermittlung des Systolenanfangs 16, welcher als Ausgangspunkt für das Bereitstellen des Triggersignals dient, eine üblicherweise feste Erfassungszeit 22 vorgesehen. Die bestimmte Verzögerungszeit 24 kann mithin um die Erfassungszeit 22 verkürzt werden, sodass das Triggersignal zum gewünschten Zeitpunkt bereitgestellt wird.
Weiterhin kann für das Bereitstellen eines zu verabreichenden zusätzlichen Blutflusspulses in der Regel eine gewisse fluidische Transportzeit bis zum Zielbereich erforderlich sein, eine sogenannte Pulswellenlaufzeit 26. Damit eine diastolische Phase optimal von der extrakorporalen Kreislaufunterstützung genutzt wird, kann die Verzögerungszeit 24 die Pulswellenlaufzeit 26 berücksichtigen und entsprechend verkürzt werden.
Auf diese Weise kann das Triggersignal genau oder nahezu genau zu Beginn der Diastole bereitgestellt werden, sodass die entsprechende Pulsdauer 28 optimiert werden kann, ohne die Nachlast zu erhöhen.
Gemäß Figur 3 ist schematisch dargestellt, welcher Einfluss sich durch eine fest eingestellte Verzögerungszeit 24 bei verschiedene Herzfrequenzen (A, B, C) auf die Nachlast ergeben kann. Wie in Figur 1 , sind die kardialen Signale 10 auch in dieser Figur als EKG-Signale 12 und Werte des Aortendrucks 14 abgebildet. Gezeigt ist, dass die fest eingestellte Verzögerungszeit 24 für eine bestimmte Herzfrequenz, beispielsweise 120 Schläge pro Minute, das Bereitstellen eines Triggersignals innerhalb der Diastole ermöglicht, wie im Abschnitt B dargestellt. Eine Verzögerungszeit, welche anhand des QT-Intervalls bzw. anhand der Herzfrequenz optimiert werden kann, beispielsweise anhand der vorstehend beschriebenen „Framingham Formel", kann somit beispielsweise bei etwa 300 ms oder in einem Bereich von 270 bis 330 ms liegen. Ändern sich jedoch die Patientenbedingungen, reduziert sich also etwa die Herzfrequenz, beispielsweise auf 90 Schläge pro Minute, wird das Triggersignal innerhalb der Systole des aktuellen Herzzyklus bereitgestellt, wie im Abschnitt A dargestellt. Umgekehrt gilt, dass bei einer erhöhten Herzfrequenz, beispielsweise mit 150 Schlägen pro Minute, wie im Abschnitt C dargestellt, der verabreichte zusätzliche Puls in der systolischen Phase eines sukzessiven Herzzyklus auftritt. Beide Fälle sind unerwünscht.
Entsprechend kann eine Anpassung der Verzögerungszeit vorgesehen werden, wobei diese bei der geringeren Herzfrequenz beispielsweise um einen Wert im Bereich von 10 bis 60 ms oder bspw. um etwa 30 ms von 300 ms (oder bspw. einem anderen Wert im Bereich von 270330 ms) erhöht werden kann, bspw. auf 310 bis 360 ms (im Falle eines Ausgangswerts von 300 ms). Bei der erhöhten Herzfrequenz kann diese entsprechend verringert werden, beispielsweise um einen Wert im Bereich von 10 bis 60 ms oder bspw. um etwa 15 ms, also bspw. auf 285 ms im Falle einer Verringerung eines Ausgangwerts von 300 ms um 15 ms. Auf diese Weise kann das Bereitstellen des Triggersignals vorteilhafterweise anhand der Herzaktivität wie der Herzfrequenz optimiert werden, um zu verhindern, dass ein Puls einer extrakorporalen Kreislaufunterstützung in einem nicht vorgesehenen Herzzyklusphase verabreicht wird.
Sowohl im Falle einer Reduzierung als auch einer Erhöhung der Herzfrequenz ergeben sich durch die fest voreingestellte Verzögerungszeit 24 also negative Effekte, die die Nachlast erhöhen. Die vorliegende Erfindung verhindert diese negativen Effekte, indem die Verzögerungszeit 24 an den Herzaktivitäten und insbesondere die Herzfrequenz des Patienten dynamisch angepasst wird.
Ein Beispiel einer solchen optimierten Kreislaufunterstützung ist in Figur 4 dargestellt. Der Aortendruck 14 ist für eine vorgegebene Zeit abgebildet. Der aufgrund eines Patientenpulses 30 bereitgestellte Aortendruck 14 kann mit Hilfe eines Unterstützungspulses 32 weiter erhöht werden und zwar dann, wenn die Aortenklappen bereits geschlossen sind und die systolische Phase beendet ist. Das zusätzliche Pulsvolumen kann anhand einer bestimmten, verfügbaren Pulsdauer sowie einer entsprechenden Pulshöhe optimiert werden.
Zum Ermitteln der erforderlichen bzw. tolerablen oder auch möglichen Pulshöhe kann beispielsweise das Herzminutenvolumen des geschädigten Herzens erfasst werden, beispielsweise mittels Ultraschalluntersuchung, wobei das Herzminutenvolumen bevorzugt sowohl mit Unterstützungspuls 32 als auch ohne Unterstützungspuls 32 gemessen wird. Die Pulshöhe kann vorteilhafterweise iterativ eingestellt werden. Der gemessene Aortendruck 14 kann zusätzlich als Feedbacksignal verwendet werden kann, um die Einflüsse des bereitgestellten Pulses auf den Aortendruck zu berücksichtigen.
Soweit anwendbar, können alle einzelnen Merkmale, die in den Ausführungsbeispielen dargestellt sind, miteinander kombiniert und/oder ausgetauscht werden, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen.
Bezugszeichenliste
10 kardiale Messwerte
12 EKG-Signal
14 Aortendruck
16 Systolenanfang
18 Diastolenanfang
20 Systolendauer
21 Diastolendauer
22 Erfassungszeit
24 Verzögerungszeit
26 Pulswellenlaufzeit
28 Pulsdauer
30 Patientenpuls
32 Unterstützungspuls

Claims

Ansprüche
1. Verfahren zum Steuern/Regeln einer extrakorporalen Kreislaufunterstützung eines Patienten, umfassend die Schritte:
Empfangen von kardialen Messwerten (10) des unterstützten Patienten;
Bestimmen eines Systolenanfangs (16) für einen aktuellen Herzzyklus des Patienten aus den kardialen Messwerten (10); und
Bereitstellen eines Triggersignals für die extrakorporale Kreislaufunterstützung für den aktuellen Herzzyklus mit einer Verzögerungszeit (24) nach dem bestimmten Systolenanfang (16), wobei die Verzögerungszeit (24) basierend auf einer Herzaktivität, welche aus den kardialen Messwerten (10) mindestens eines vorherigen Herzzyklus bestimmt wird und für eine Systolendauer (20) kennzeichnend ist, ausgewählt wird.
2. Verfahren gemäß Anspruch 1 , wobei für jeden Herzzyklus die Herzaktivität bestimmt und die Verzögerungszeit (24) ausgewählt wird.
3. Verfahren gemäß einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Herzaktivität den Diastolenanfang (18) des jeweiligen Herzzyklus umfasst.
4. Verfahren gemäß einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Verzögerungszeit (24) basierend auf einer aus den kardialen Messwerten (10) bestimmten Herzfrequenz ausgewählt wird.
5. Verfahren gemäß Anspruch 4, wobei die Herzfrequenz für den aktuellen Herzzyklus bestimmt wird oder diesen umfasst.
6. Verfahren gemäß einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die kardialen Messwerte (10) EKG-Signale (12) des Patienten umfassen und der Systolenanfang (16) und die Herzaktivität basierend auf den EKG-Signalen (12) bestimmt werden.
7. Verfahren gemäß Anspruch 6, wobei beim Bestimmen der Herzaktivität eine aus den EKG-Signalen (12) erfasste QT-Zeit berücksichtigt wird.
8. Verfahren gemäß Anspruch 7, wobei die QT-Zeit anhand einer aus den EKG-Signalen (12) bestimmten Herzfrequenz normiert und/oder berücksichtigt wird.
. Verfahren gemäß einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die kardialen Messwerte (10) dem Aortendruck (14) des Patienten entsprechende Druckwerte umfassen und wobei die Herzaktivität anhand der Druckwerte bestimmt wird. 0. Verfahren gemäß Anspruch 9, wobei anhand der Druckwerte ein dikrotischer Punkt für den jeweiligen Herzzyklus ermittelt und die Systolendauer (20) basierend auf dem dikrotischen Punkt bestimmt wird. 1 . Verfahren gemäß Anspruch 9 oder 10, wobei anhand der Druckwerte ein Systolenanfang (16) für den jeweiligen Herzzyklus ermittelt und die Systolendauer (20) basierend auf dem dikrotischen Punkt bestimmt wird. 2. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 9 bis 1 1 , wobei die Druckwerte am Schlauchset der extrakorporalen Kreislaufunterstützung und/oder mittels einer Kanüle auf Höhe des Aortenbogens des Patienten gemessen werden. 3. Verfahren gemäß einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Triggersignal für eine Blutpumpe der extrakorporalen Kreislaufunterstützung bereitgestellt wird. 4. Verfahren gemäß Anspruch 13, wobei die Verzögerungszeit (24) basierend auf einer vorgegebenen Pulswellenlaufzeit (26) der Blutpumpe ausgewählt wird. 5. Verfahren gemäß Anspruch 13 oder 14, wobei das Triggersignal eine Pulsdauer (28) der Blutpumpe vorgibt, wobei die Pulsdauer (28) basierend auf einer aus den kardialen Messwerten (10) bestimmten Herzzyklusdauer und der Verzögerungszeit (24) ausgewählt wird. 6. Verfahren gemäß Anspruch 15, wobei die kardialen Messwerte (10) dem Aortendruck (14) des Patienten entsprechende Druckwerte umfassen und wobei das Triggersignal eine Pulshöhe vorgibt, welche basierend auf den Druckwerten gewählt wird. 7. Vorrichtung zum Steuern/Regeln einer extrakorporalen Kreislaufunterstützung eines Patienten, umfassend eine Schnittstelle zum Empfangen von kardialen Messwerten (10) des unterstützten Patienten, und eine Auswerteeinheit, welche dazu eingerichtet ist, einen Systolenanfang (16) für einen aktuellen Herzzyklus des Patienten aus den kardialen Messwerten (10) zu bestimmen, wobei die Vorrichtung dazu eingerichtet ist, für den aktuellen Herzzyklus ein Triggersignal mit einer Verzögerungszeit (24) nach dem bestimmten Systolenanfang (16) für die extrakorporale Kreislaufunterstützung bereitzustellen, wobei die Auswerteeinheit dazu eingerichtet ist, eine Herzaktivität, welche für eine Systolendauer (20) kennzeichnend ist, aus den kardialen Messwerten (10) mindestens eines vorherigen Herzzyklus zu bestimmen und die Verzögerungszeit (24) basierend auf der Herzaktivität einzustellen. Vorrichtung gemäß Anspruch 17, wobei die Schnittstelle dazu eingerichtet ist, EKG- Signale (12) und/oder für Aortendruck (14) kennzeichnende Druckwerte des Patienten als kardiale Messwerte (10) zu empfangen. Vorrichtung gemäß Anspruch 17 oder 18, welche dazu eingerichtet ist, das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 16 auszuführen. Kreislaufunterstützungsvorrichtung, umfassend eine Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 17 bis 19.
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