DE102007058788A1

DE102007058788A1 - Schätzverfahren für die Impedanz von Festgewebe, Herzminutenvolumen-Berechnungsverfahren, Berechnungsverfahren für den pulmonalen Kapillardruck, Überwachungsgerät für das Herzminutenvolumen, Herzminutenvolumen-Überwachungssystem, Überwachungsgerät für den pulmonalen Kapillardruck und Überwachungssystem für den pulmonalen Kapillardruck

Info

Publication number: DE102007058788A1
Application number: DE102007058788A
Authority: DE
Inventors: Kazunori Ibaraki Uemura; Masashi Yotsukaido Inagaki; Masaru Toyonaka Sugimachi; Kazuo Hachioji Shimizu; Masatoshi Hachioji Kobayashi
Original assignee: JAPAN GOVERNMENT; Olympus Corp; Japan National Cardiovascular Center
Current assignee: Olympus Corp; National Cerebral and Cardiovascular Center
Priority date: 2006-12-11
Filing date: 2007-12-06
Publication date: 2008-06-26
Also published as: US8262581B2; US20080139958A1; JP5142691B2; JP2008168120A

Abstract

Ein praktisches Verfahren zur Schätzung des Herzminutenvolumens und des pulmonalen Kapillardrucks mit guter Genauigkeit wird bereitgestellt. Die vorliegende Erfindung liefert ein Verfahren zum Schätzen der sich aus einem Festgewebe ergebenden Impedanz durch Bestimmen der Impedanz an einem Schnittpunkt zwischen der Identitätslinie und der extrapolierten Regressionslinie, wobei die Regressionslinie durch lineare Regression des Maximalwerts auf den Minimalwert des Impedanzsignals eines jeden von mehreren Sätzen Daten erhalten wird, wobei jeder der Datenmengen den Maximalwert und den Minimalwert des Impedanzsignals während eines einzigen Herzzyklus enthält, wobei das Impedanzsignal zwischen einer in die linke Thoraxwand implantierten Gehäuse-Elektrode und einer in die Kranzvene eingeführten Elektrode nach der Infusion von hypertonischer Kochsalzlösung in den Lungenkreislauf über einen bestimmten Zeitraum erhalten wird.

Description

Hintergrund der Erfindung
1. Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Schätzverfahren für die Impedanz von Festgewebe, ein Berechnungsverfahren für das Herzminutenvolumen, ein Berechnungsverfahren für den pulmonalen Kapillardruck, ein Herzminutenvolumen-Überwachungsgerät, ein Herzminutenvolumen-Überwachungssystem, ein Überwachungsgerät für den pulmonalen Kapillardruck und ein Überwachungssystem für den pulmonalen Kapillardruck.
Diese Anmeldung basiert auf der japanischen Patentanmeldung Nr. 2006-333691 , die hiermit einbezogen wird.
2. Beschreibung der verwandten Technik
Wenn Änderungen der Herzfunktion bei Patienten mit Herzinsuffizienz, in die Geräte wie z. B. ein implantierbarer Defibrillator oder ein Herzresynchronisationsgerät implantiert sind, fortlaufend überwacht werden können, wird es möglich, (1) die Therapie als Reaktion auf den Zustand jedes Patienten anzupassen und (2) eine Verschlechterung des Herzens früher zu erkennen und eine Therapie früher einzuleiten. Als Folge können die Prognose für den Patienten oder seine Lebensqualität-(LQ-)Indikatoren wie z. B. Dauer des Krankenhausaufenthalts usw. verbessert werden. Aus diesem Grund sind von einem klinischen Gesichtspunkt aus Herzfunktionsüberwacher erforderlich, die in implantierbare Geräte aufgenommen werden können.
Messung und Beurteilung des Herzminutenvolumens und des pulmonalen Kapillardrucks sind als erforderliche Techniken zur Beurteilung der Herzfunktion allgemein bekannt. Zu den Beispielen für herkömmliche Techniken zur Messung oder Schätzung des Herzminutenvolumens zählen die in den Veröffentlichungen von US-Patent Nr. 4450527 , US-Patent Nr. 5417717 , US-Patent Nr. 5058583 und US-Patent Nr. 6438408 offenbarten. Zu den Beispielen für herkömmliche Techniken zur Schätzung des pulmonalen Kapillardrucks oder des Grads der Lungenstauung zählen die in den Veröffentlichungen von US-Patent Nr. 6473640 , US-Patent Nr. 6595927 und US-Patent Nr. 6829503 offenbarten.
Das in der Veröffentlichung von US-Patent Nr. 4450527 offenbarte Verfahren misst die Impedanz zwischen Elektroden, die auf der Körperoberfäche angebracht werden. Folglich können Elektrodenposition und Elektrodenimpedanz wegen Körperbewegung oder Ausdünstung variieren, so dass eine genaue Schätzung des Herzminutenvolumens nicht möglich ist. Da es außerdem nicht realistisch ist, Elektroden über einen längeren Zeitraum auf der Körperoberfläche zu befestigen, ist dieses Verfahren zur Langzeitüberwachung nicht geeignet.
Die in den Veröffentlichungen von US-Patent Nr. 5417717 und US-Patent Nr. 5058583 offenbarten Verfahren schätzen das Herzminutenvolumen auf Basis der Änderungen des Volumens der rechten Herzkammer mittels einer in die rechte Herzkammer eingebrachten Elektrode. Die Genauigkeit dieser Schätzungen wurde jedoch nicht nachgewiesen. Das Verfahren in der Veröffentlichung von US-Patent Nr. 6438408 schätzt das Herzminutenvolumen auf Basis der Änderungen des Volumens der linken Herzkammer mittels einer in die linke Herzkammer eingeführten Elektrode. Da die Elektrode jedoch lange Zeit in der linken Herzkammer des Patienten bleibt, treten Probleme wie z. B. Thrombose und Infektion auf. Folglich ist es schwierig, dieses Verfahren in der Praxis anzuwenden.
Die in den Veröffentlichungen von US-Patent Nr. 6473640 und US-Patent Nr. 6595927 offenbarten Verfahren messen die zeitlich gemittelte Impedanz zwischen einer in die Thoraxwand implantierten Gehäuse-Elektrode und einer Leitung in der rechten Herzkammer oder in der rechten Vorkammer, um den Grad der Lungenstauung zu schätzen. Demgemäß sind Änderungen des Volumens der rechten Herzkammer oder des rechten Vorhofs in den Signalen teilweise enthalten. Bei einer Erweiterung des Volumens der rechten Herzkammer kann diese folglich als Lungenstauung fehlinterpretiert werden, selbst wenn keine Lungenstauung vorhanden ist, d. h. selbst wenn keine Abnormalität des pulmonalen Kapillardrucks vorliegt.
Das in der Veröffentlichung von US-Patent Nr. 6829503 offenbarte Verfahren schätzt den Grad der Lungenstauung durch Messen der zeitlich gemittelten Impedanz der Lunge mittels einer in die Thoraxwand eingebetteten Gehäuseelektrode. Bei diesem Verfahren werden das Blutvolumen des Lungenkreislaufs auf Basis des zeitlich gemittelten Lungenimpedanzsignals und der Grad der Lungenstauung geschätzt. Theoretisch wird der pulmonale Kapillardruck oder der Grad der Lungenstauung jedoch nicht nur durch das Blutvolumen des Lungenkreislaufs bestimmt, sondern auch durch das Herzminutenvolumen. Es ist z. B. bekannt, dass der pulmonale Kapillardruck zunimmt, wenn das Herzminutenvolumen geringer wird, selbst wenn das Blutvolumen des Lungenkreislaufs das gleiche ist. Das in der Veröffentlichung von US-Patent Nr. 6829503 offenbarte Verfahren berücksichtigt keine Änderungen des Herzminutenvolumens, so dass die Schätzung des Grads der Lungenstauung ungenau ist.
In jedem der Fälle der Veröffentlichungen von US-Patent Nr. 6473640 , US-Patent Nr. 6595927 und US-Patent Nr. 6829503 ist es ferner nicht möglich, die Werte des pulmonalen Kapillardrucks zu schätzen.
Kurze Zusammenfassung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung wurde angesichts der oben beschriebenen Umstände erarbeitet und ihre Aufgabe ist die Bereitstellung eines realistischen Schätzverfahrens der Impedanz des Festgewebes, das praktisch angewendet werden kann, um das Herzminutenvolumen mit guter Genauigkeit zu schätzen, eines Berechnungsverfahrens für das Herzminutenvolumen, eines Berechnungsverfahren für den pulmonalen Kapillardruck, eines Herzminutenvolumen-Überwachungsgeräts, eines Herzminutenvolumen-Überwachungssystems, eines Überwachungsgeräts für den pulmonalen Kapillardruck und eines Überwachungssystems für den pulmonalen Kapillardruck.
Die vorliegende Erfindung stellt die folgenden Mittel bereit, um die obige Aufgabe zu erfüllen.
Die erste Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren zum Schätzen der sich aus einem Festgewebe ergebenden Impedanz durch Bestimmen der Impedanz am Schnittpunkt zwischen der Identitätslinie und der extrapolierten Regressionslinie, wobei die Regressionslinie durch lineare Regression des Maximalwerts auf den Minimalwert des Impedanzsignals eines jeden von mehreren Sätzen Daten erhalten wird, wobei jeder Satz Daten den Maximalwert und den Minimalwert des Impedanzsignals während eines einzigen Herzzyklus enthält, wobei das Impedanzsignal zwischen einer in die linke Thoraxwand implantierten Gehäuse-Elektrode und einer in die Kranzvene eingeführten Elektrode nach der Infusion von hypertonischer Kochsalzlösung in den Lungenkreislauf über einen bestimmten Zeitraum erhalten wird.
Die Impedanz zwischen der in die linke Thoraxwand implantierten Gehäuse-Elektrode und der in die Kranzvene eingeführten Elektrode wird ausgedrückt als die Summe der sich aus Festgeweben ungleich Blut wie z. B. Brustfell, Herzbeutel oder der Muskulatur der Thoraxwand ergebenden Impedanz und der sich aus dem Blut des Lungenkreislaufs ergebenden Impedanz, die beide innerhalb des effektiven leitfähigen Volumens liegen.
Die elektrische Impedanz des Blutvolumens des Lungenkreislaufs fällt während des speziellen Zeitraums nach der Infusion der hypertonischen Kochsalzlösung in den Lungenkreislauf ab. Demgemäß nimmt das detektierte Impedanzsignal ab.
Durch Auftragen des Maximalwerts gegenüber dem Minimalwert des Impedanzsignals eines jeden von mehreren Datenmengen kann eine lineare Regressionslinie berechnet werden. Durch Erhalten des Impedanzsignals am Schnittpunkt der Identitätslinie und der Regressionslinie, an dem der Maximal- und Minimalwert des Impedanzsignals gleich ist – und dies entspricht der Impedanz im vermeintlichen Zustand des Nichtpulsierens –, kann die vom Blutvolumen des Lungenkreislaufs unabhängige Festgewebeimpedanz genau geschätzt werden.
Die zweite Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Berechnungsverfahren für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck, bei dem das Herzminutenvolumen und der pulmonale Kapillardruck durch die folgende Formel auf Basis der durch das vorstehende Schätzungsverfahren geschätzten Festgewebeimpedanz und des Maximal-, Minimal- und Mittelwerts des gemessenen Impedanzsignals während eines einzigen ungestörten Herzzyklus berechnet werden: CO = k × (1/(Zmin – Zs) – 1/(Zmax – Zs)) × HR (A)wobei CO: Herzminutenvolumen; k: Korrekturfaktor; Zmin: Minimal-Impedanzsignal; Zmax: Maximal-Impedanzsignal; Zs: Festgewebeimpedanz; und HR: Herzfrequenz: PAWP = A × C/(Zmean – Zs) – CO × B (B)wobei PAWP: pulmonaler Kapillardruck; A, B, C: Korrekturfaktoren und Zmean: mittleres Impedanzsignal.
Bei der zweiten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung können das Herzminutenvolumen und der pulmonale Kapillardruck mittels einer genauen Schätzung der Festgewebeimpedanz mit guter Genauigkeit berechnet werden. Durch genaues Berechnen des Herzminutenvolumens und des pulmonalen Kapillardrucks können Änderungen der Herzfunktion fortlaufend überwacht werden. Folglich kann die Therapie als Reaktion auf den Zustand jedes Patienten angepasst und die Behandlung kann durch frühere Erkennung unerwünschter Änderungen früher eingeleitet werden. Demgemäß ist es möglich, eine Verbesserung bei besserer Prognose für den Patienten und den LQ-Indikatoren wie z. B. kürzeren Krankenhausaufenthalten usw. zu erreichen.
Außerdem ist es möglich, Herzrhythmusstörungen auf Basis von Änderungen des Herzminutenvolumens und des pulmonalen Kapillardrucks in einem kurzen Zeitintervall rasch zu diagnostizieren, was besser geeignete Operationen des implantierbaren Defibrillators ermöglicht, in den verschiedene Mittel der vorliegenden Erfindung aufgenommen sind.
Die dritte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Herzminutenvolumen-Überwachungsgerät und ein Überwachungsgerät für den pulmonalen Kapillardruck, das ein Regressionslinien-Berechnungsmittel enthält, das mehrere Datenmengen eingibt, die den Maximalwert und den Minimalwert des Impedanzsignals zwischen einer in die linke Thoraxwand implantierten Gehäuse-Elektrode und einer in die Kranzvene eingeführten Elektrode während eines jeden von mehreren Herzzyklen enthalten, wobei die Datenmengen über einen bestimmten Zeitraum nach der Infusion von hypertonischer Kochsalzlösung in den Lungenkreislauf erhalten werden, und die Regressionslinie zwischen dem Maximalwert und dem Minimalwert des Impedanzsignals berechnet; und ein Festgewebeimpedanz-Schätzungsmittel, das die Festgewebeimpedanz durch Bestimmung der Impedanz am Schnittpunkt zwischen der Identitätslinie und der extrapolierten Regressionslinie schätzt.
Bei der dritten Ausführungsform der Erfindung wird die Regressionslinie zwischen dem Maximalwert und dem Minimalwert des Impedanzsignals während mehrerer Herzzyklen durch ein Regressionslinien-Berechnungsmittel berechnet und die Festgewebeimpedanz wird durch Bestimmen der Impedanz am Schnittpunkt zwischen der Identitätslinie und der extrapolierten Regressionslinie durch ein Festgewebeimpedanz-Schätzungsmittel geschätzt. Dann können das Herzminutenvolumen und der pulmonale Kapillardruck durch Verwendung dieser genauen Schätzung der Festgewebeimpedanz mit hoher Genauigkeit fortlaufend überwacht werden.
Die dritte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann ein Berechnungsmittel für das Herzminutenvolumen und ein Berechnungsmittel für den pulmonalen Kapillardruck zur Berechnung des Herzminutenvolumens und des pulmonalen Kapillardrucks unter Verwendung der folgenden Formeln und der durch das Festgewebeimpedanz-Schätzungsmittel geschätzten Festgewebeimpedanz und des Maximal-, Minimal- und Mittelwerts des gemessenen Impedanzsignals während eines einzigen ungestörten Herzzyklus enthalten: CO = k × (1/(Zmin – Zs) – 1/(Zmax – Zs)) × HR (A)wobei CO: Herzminutenvolumen; k: Korrekturfaktor; Zmin: Minimal-Impedanzsignal; Zmax: Maximal-Impedanzsignal; Zs: Festgewebeimpedanz; und HR: Herzfrequenz, PAWP = A × C/(Zmean – Zs) – CO × B (B)wobei PAWP: pulmonaler Kapillardruck; A, B, C: Korrekturfaktoren und Zmean: mittleres Impedanzsignal.
Durch die Bereitstellung dieser Ausführungsform können das Herzminutenvolumen und der pulmonale Kapillardruck mittels einer genauen Schätzung der Festgewebeimpedanz genau berechnet werden. Durch eine genaue Berechnung des Herzminutenvolumens und des pulmonalen Kapillardrucks ist es möglich, Tendenzen der Herzfunktion fortlaufend zu überwachen. So kann die Therapie als Reaktion auf den Zustand jedes Patienten angepasst und die Behandlung kann durch frühere Erkennung unerwünschter Änderungen früher eingeleitet werden. Demgemäß ist es möglich, eine Verbesserung bei besserer Prognose für den Patienten und den LQ-Indikatoren wie z. B. kürzeren Krankenhausaufenthalten usw. zu erreichen.
Außerdem ist es möglich, Herzrhythmusstörungen auf Basis von Änderungen des Herzminutenvolumens und des pulmonalen Kapillardrucks in einem kurzen Zeitintervall rasch zu diagnostizieren, was besser geeignete Operationen des implantierbaren Defibrillators ermöglicht, in den verschiedene Mittel der vorliegenden Erfindung aufgenommen sind.
Die vierte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Überwachungssystem für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck, enthaltend eine in die Kranzvene eingeführte Elektrode; eine in die linke Thoraxwand implantierte Gehäuse-Elektrode; ein Impedanzsignal-Detektionsmittel, das einen konstanten Strom zwischen diesen Elektroden einspeist und das Impedanzsignal zwischen diesen Elektroden oder zwischen einer anderen Elektrode in der Kranzvene und der Gehäuse-Elektrode detektiert; und ein Überwachungsgerät für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck, welches das durch das Impedanzsignal-Detektionsmittel detektierte Impedanzsignal eingibt.
Die Verwendung der in die Kranzvene eingeführten Elektrode und der in die linke Thoraxwand implantierten Gehäuse-Elektrode kann zum Betrieb eines implantierbaren Defibrillators oder eines Herzresynchronisationsgeräts und zur fortlaufenden genauen Überwachung von Herzminutenvolumen und pulmonalem Kapillardruck geteilt werden.
Die vorliegende Erfindung ermöglicht in der Praxis ein genaues Verfahren zur Schätzung des Herzminutenvolumens und des pulmonalen Kapillardrucks und ein Gerät für diese Schätzungen.
Kurzbeschreibung der verschiedenen Ansichten der Zeichnungen
1 ist ein umfassendes Strukturdiagramm, das das Überwachungssystem für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt.
2 ist ein Blockdiagramm, das den Schaltungsaufbau des in 1 gezeigten und z. B. in implantierbare Defibrillatoren aufgenommenen Überwachungssystems für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck zeigt.
3 ist ein Blockdiagramm, das das Überwachungsgerät für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck zeigt, das ein Teil des in 1 gezeigten Überwachungssystems für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck ist.
4 ist eine grafische Darstellung der Änderungen des Impedanzsignals während des speziellen Zeitraums nach der Infusion von hypertonischer Kochsalzlösung in den Lungenkreislauf, das beim Verfahren zur Schätzung der Festgewebeimpedanz gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung beschrieben ist.
5 ist eine grafische Darstellung der Korrelation zwischen dem Maximalwert und dem Minimalwert des in 4 gezeigten Impedanzsignals.
6 ist eine grafische Darstellung zur Erklärung des Verfahrens zur Schätzung der Festgewebeimpedanz auf Basis des Schnittpunkts zwischen der Identi tätslinie und der Regressionslinie zwischen dem Maximalwert und dem Minimalwert des in 5 gezeigten Impedanzsignals.
7 ist ein Diagramm der Forrester-Klassifizierung nach Herzminutenvolumen und pulmonalem Kapillardruck.
Detaillierte Beschreibung der Erfindung
Das Überwachungssystem 1 für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird unter Bezugnahme auf die 1 bis 7 erläutert.
Wie in 1 gezeigt ist, enthält das Überwachungssystem 1 für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck gemäß dieser Ausführungsform einen implantierbaren Defibrillator (der als ein Impedanzsignal-Detektionsmittel dient) 2, der in einem Patienten mit Herzinsuffizienz implantiert ist; und ein Überwachungsgerät 3 für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck, das außerhalb des Körpers des Patienten angeordnet ist und das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck auf Basis des durch den implantierbaren Defibrillator 2 detektierten Impedanzsignals schätzt.
Der implantierbare Defibrillator 2 ist mit einem in die Kranzvene eingeführten Kranzvenenkatheter 4, dessen Spitze mit einer Elektrode bestückt ist, und einer in die linke Thoraxwand implantierten Gehäuse-Elektrode 5 (d. h. das Gehäuse des Defibrillators selbst) ausgerüstet. Der Kranzvenenkatheter 4 hat zwei Elektroden 6, 7. Wie in 2 gezeigt ist ein Stromgenerator 8 zwischen der Gehäuse-Elektrode 5 und der ersten Elektrode 6 angeschlossen, um einen Wechselstrom mit konstanter Amplitude und einer Frequenz von 2 bis 20 kHz zwischen die Elektroden 5, 6 zu liefern.
Wie aus 2 zu ersehen ist, ist eine Verstärkungsschaltung (Verstärker 9 und Differenzverstärker 10) mit der Gehäuse-Elektrode 5 und der zweiten Elektrode 7 verbunden. Ein Bandpassfilter 11 und ein Wellen-Effektivwert-Gleichrichter 12 sind mit der Verstärkungsschaltung 9, 10 verbunden.
Das zwischen der zweiten Elektrode 7 und der Gehäuseelektrode 5 erzeugte Spannungssignal wird durch die Verstärkungsschaltung 9, 10 verstärkt. Nachdem Frequenzkomponenten mit Ausnahme derjenigen des anregenden Wechselstroms durch das Bandpassfilter 11 entfernt worden sind, wird durch den Wellen-Effektivwert- Gleichrichter 12 die Effektivspannung der Frequenzkomponente des anregenden Wechselstroms erhalten.
Das oben erhaltene Effektivspannungssignal korreliert linear mit der Impedanz. Das Impedanzsignal kann durch Kalibrieren des Effektivspannungssignals bezüglich der Widerstände mit bekanntem Widerstandswert erhalten werden.
Wie in 3 dargestellt ist, enthält das Überwachungsgerät 3 für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck einen Empfänger 13 zum Empfangen des Impedanzsignals zwischen der zweiten Elektrode 7 und der Gehäuse-Elektrode 5, das durch den implantierbaren Defibrillator 2 detektiert wird; ein Merkmal-Detektionsmittel 14 zum Extrahieren des Maximal-, Minimal- und Mittelwerts des empfangenen Impedanzsignals bei jedem Herzschlag; ein Regressionslinien-Berechnungsmittel 15 zum Berechnen der Regressionslinie S zwischen dem Maximalwert und Minimalwert jeder der aus dem Impedanzsignal extrahierten Datenmenge; ein Schätzungsmittel 16 für die Festgewebeimpedanz zum Schätzen der Festgewebeimpedanz Zs durch Erhalten der Impedanz am Schnittpunkt zwischen der durch das Regressionslinien-Berechnungsmittel 15 berechneten Regressionslinie S und der Identitätslinie; ein Berechnungsmittel 17 für das Herzminutenvolumen zum Berechnen des Herzminutenvolumens mittels der durch das Schätzungsmittel 16 für die Festgewebeimpedanz geschätzten Festgewebeimpedanz Zs; und ein Berechnungsmittel 18 für den pulmonalen Kapillardruck zum Berechnen des pulmonalen Kapillardrucks mittels der durch das Festgewebeimpedanz-Schätzungsmittel 16 geschätzten Festgewebeimpedanz Zs und des durch das Herzminutenvolumen-Berechnungsmittel 17 berechneten Herzminutenvolumens.
Das Berechnungsverfahren für das Herzminutenvolumen mittels des Überwachungssystems 1 für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck gemäß dieser Ausführungsform wird erläutert.
Wenn durch den implantierbaren Defibrillator 2 ein Wechselstrom zwischen der Gehäuse-Elektrode 5 und der ersten Elektrode 6 eingespeist wird, bleibt das effektive leitende Volumen im linken Lungenflügel zwischen den Elektroden 5, 6 konstant. Wie durch die Formel unten angegeben ist das zwischen der Gehäuse-Elektrode 5 und der zweiten Elektrode 7 gemessene Impedanzsignal Z die Summe der sich aus dem Blutvolumen des Lungenkreislaufs im effektiven leitfähigen Volumen ergebenden Impedanz Zp und der sich aus anderen Komponenten als Blut wie z. B. Brustfell, Herzbeutel, Muskulatur usw. im effektiven leitfähigen Volumen ergebenden Festgewebeimpedanz Zs. Z = Zp + Zs
Die Blutimpedanz Zp variiert gemäß den Änderungen des Blutvolumens, wogegen die Festgewebeimpedanz Zs konstant bleibt. Da das Blutvolumen des Lungenkreislaufs als Ganzes oder innerhalb des effektiven leitfähigen Volumens während der Diastole abnimmt, nimmt die Blutimpedanz Zp zu. Insbesondere erreichen die Blutimpedanz Zp sowie die Gesamtimpedanz Z das Maximum (Zmax), wenn das Blutvolumen im effektiven leitfähigen Volumen minimal wird.
Da andererseits das Blutvolumen des Lungenkreislaufs als Ganzes oder innerhalb des effektiven leitfähigen Volumens während der Systole zunimmt, nimmt die Blutimpedanz Zp ab. Insbesondere erreichen die Blutimpedanz Zp sowie die Gesamtimpedanz Z dann das Minimum (Zmin), wenn das Blutvolumen im effektiven leitfähigen Volumen maximal wird.
Unter Verwendung des oben extrahierten maximalen Impedanzsignals Zmax und minimalen Impedanzsignals Zmin kann das Herzminutenvolumen CO durch die folgende Formel (1) erhalten werden: CO = k × (1/(Zmin – Zs) – 1/(Zmax – Zs)) × HR (1)wobei HR die Herzfrequenz ist und z. B. durch Detektieren der Anzahl des Auftretens einer Maximal- oder Minimalimpedanz innerhalb einer Minute erhalten werden kann. k ist ein Korrekturfaktor, der durch Messen des tatsächlichen Herzminutenvolumens z. B. mit dem Swan-Ganz-Katheter, Echokardiografie usw. bestimmt werden kann.
Vor der Berechnung des Herzminutenvolumens muss Zs durch die folgenden Verfahren bestimmt werden. Zuerst wird ein Bolus einer hypertonischen Kochsalzlösung in den Lungenkreislauf infundiert. Wie in 4 dargestellt ist, beginnt folglich das Impedanzsignal Z zwischen der zweiten Elektrode 7 und der Gehäuse-Elektrode 5 mit der Ankunft der hypertonischen Kochsalzlösung im Lungenkreislauf abzunehmen. Die Impedanzsignale Z werden über mehrere Zyklen hinweg erhalten.
Das Überwachungsgerät 3 für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck erhält das Impedanzsignal Z über mehrere Zyklen hinweg und das Maximal- Impedanzsignal Zmax und das Minimal-Impedanzsignal Zmin innerhalb jedes Zyklus werden durch das Merkmal-Detektionsmittel 14 extrahiert.
Das Regressionslinien-Berechnungsmittel 15 berechnet eine Regressionslinie z. B. durch Auftragen des Minimal-Impedanzsignals Zmin (für die senkrechte Achse) gegenüber dem Maximal-Impedanzsignal Zmax (für die waagrechte Achse) eines jeden von mehreren Datenmengen des Impedanzsignals Z, wie in 5 dargestellt ist. Die gestrichelte Linie in 5 ist die Identitätslinie.
Am Schnittpunkt P zwischen der Regressionslinie S und der Identitätslinie S₀ wird die Blutimpedanz effektiv null. Da die Blutimpedanz Zp null wird, ist die Impedanz am Schnittpunkt Z gleich Zs.
Wie in 6 gezeigt extrapoliert das Festgewebeimpedanz-Schätzungsmittel 16 die Regressionslinie S, die durch Auftragen der Minimal-Impedanz Zmin gegenüber der Maximal-Impedanz Zmax eines jeden von mehreren Sätzen Daten während des speziellen Zeitraums nach der Infusion der hypertonischen Kochsalzlösung in den Lungenkreislauf erhalten wird, und der Schnittpunkt zwischen der Regressionslinie S und der Identitätslinie S₀ wird erhalten. Folglich kann die Festgewebeimpedanz Zs genau geschätzt werden.
Sobald das Festgewebe-Impedanzsignal Zs geschätzt worden ist, berechnet das Herzminutenvolumen-Berechnungsmittel 17 das Herzminutenvolumen mittels der durch das Merkmal-Detektionsmittel 14 extrahierten Maximal-Impedanz Zmax und Minimal-Impedanz Zmin der ungestörten Zyklen. Folglich kann das Herzminutenvolumen durch die Formel (1) genau berechnet und das Herzminutenvolumen fortlaufend überwacht werden.
Wie oben erläutert worden ist, kann die Festgewebeimpedanz Zs mittels des Überwachungssystems 1 für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck gemäß der Ausführungsform genau geschätzt werden. Folglich kann das Herzminutenvolumen genau berechnet und fortlaufend überwacht werden. Insbesondere macht der implantierte Defibrillator 2 die Verwendung von Elektroden auf der Körperoberfläche überflüssig, wodurch das Problem der Instabilität der Elektroden und umständlichen Messungen verhindert wird. Da die Elektroden 6, 7 in die Kranzvene eingeführt werden, können außerdem risikoreiche Probleme wie z. B. Thrombose oder Infektion vermieden werden, die mit Elektroden in der linken Herzkammer auftreten würden.
Bei der vorliegenden Ausführungsform wird eine Gehäuse-Elektrode als eine einzige Elektrode verwendet, nämlich gleichzeitig zum Einspeisen von Strom und zu Spannungsmessungen. Die Gehäuse-Elektrode kann jedoch in zwei gegeneinander isolierte Teile geteilt sein, so dass der eine Strom einspeist und der andere die Spannung misst. Dies ermöglicht die Messung von Spannung mit zwei Elektroden unabhängig von der Stromeinspeisung.
Das Berechnungsverfahren für den pulmonalen Kapillardruck mittels des Überwachungssystems 1 für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck gemäß dieser Ausführungsform wird nunmehr erläutert. Das Gesamtblutvolumen V des Lungenkreislaufs, der pulmonale Kapillardruck PAWP und das Herzminutenvolumen CO stehen gemäß der folgenden Formel (2) zueinander in der Beziehung: PAWP = V × A – CO × B (2)wobei A und B Konstanten sind, die als allgemein gültig bekannt sind, selbst zwischen verschiedenen Personen.
Wie oben beschrieben kann die sich aus dem Blut im effektiven leitfähigen Volumen, das zwischen der Gehäuse-Elektrode 5 und der zweiten Elektrode 7 gebildet ist, ergebende Blutimpedanz Zp berechnet werden. Wenn das Blutvolumen Vp des Lungenkreislaufs im effektiven leitfähigen Volumen zum Gesamtblutvolumen V des Lungenkreislaufs proportional ist, gilt: V = α × Vp (3)wobei α die Proportionalitätskonstante ist.
Das Blutvolumen Vp des Lungenkreislaufs im effektiven leitfähigen Volumen ist umgekehrt proportional zur Blutimpedanz Zp. Demgemäß ergibt eine Änderung der Formel (3): V = α × β/Zp = C/Zp (4)wobei β eine Proportionalitätskonstante und C = α × β ist.
Durch Einsetzen von Formel (4) in Formel (2) ergibt sich: PAWP = A × C/Zp – CO × B (5)wobei Zp die zeitlich gemittelte Blutimpedanz ist. Die Formel (5) wird daher: PAWP = A × C/(Zmean – Zs) – CO × B (B)wobei Zmean das mittlere Impedanzsignal ist.
Sobald das Festgewebe-Impedanzsignal Zs geschätzt worden ist, berechnet das Berechnungsmittel 18 für den pulmonalen Kapillardruck den pulmonalen Kapillardruck mittels des durch das Merkmal-Detektionsmittel 14 extrahierten mittleren Impedanzsignals Zmean der ungestörten Zyklen. Folglich kann der pulmonale Kapillardruck durch die Formel (B) genau berechnet und der pulmonale Kapillardruck fortlaufend überwacht werden. Nach Implantation des Defibrillators 2 in den Patienten kann der Korrekturfaktor C auf Basis von tatsächlichen Messungen des Herzminutenvolumens und des pulmonalen Kapillardrucks mit dem Swan-Ganz-Katheter, Echokardiografie usw. bestimmt werden.
Es ist herkömmliche Praxis anzunehmen, dass der pulmonale Kapillardruck PAWP umgekehrt proportional zum Impedanzsignal Z ist und den pulmonalen Kapillardruck PAWP auf Basis des Kehrwerts des Impedanzsignals Z zu schätzen. Während die Herzinsuffizienz fortschreitet und sich die Herzfunktion verschlechtert, geht mit einer Abnahme des Herzminutenvolumens CO gewöhnlich eine Zunahme des gesamten pulmonalen Blutvolumens V einher. Folglich kann eine Zunahme des pulmonalen Kapillardrucks PAWP qualitativ richtig vermutet werden.
Die quantitative Schätzung des pulmonalen Kapillardrucks PAWP kann jedoch auf Grund von Änderungen des Herzminutenvolumens CO ungenau sein. Selbst wenn sich die Herzfunktion eines Patienten tatsächlich verschlechtert, der pulmonale Kapillardruck PAWP steigt und ein Lungenödem fortschreitet, sind Änderungen des pulmonalen Blutvolumens allein zum Detektieren dieser Änderungen vielleicht nicht groß genug. Umgekehrt können herkömmliche Verfahren, die das pulmonale Blutvolumen allein verwenden, die Herzverschlechterung auch überdiagnostizieren, selbst wenn sich die Herzfunktion verbessert hat, was dazu führt, dass der Patient unnötigen Behandlung unterzogen wird.
Gemäß dieser Ausführungsform ist die vorliegende Erfindung vorteilhaft bei der Berechnung des pulmonalen Kapillardrucks PAWP auf Basis nicht nur des pulmonalen Blutimpedanzsignals Zp sondern auch des Herzminutenvolumens CO und bei der Verhinderung der oben beschriebenen Probleme durch ein genaues Schätzen des pulmonalen Kapillardrucks PAWP.
Das Überwachungsgerät 3 für das Herzminutenvolumen und den pulmonalen Kapillardruck kann mit einem herkömmlich entwickelten Defibrillator 2 kombiniert werden.
Durch Überwachung der Änderungen der Herzfunktion von Patienten unter Verwendung genauer Werte des Herzminutenvolumens und des pulmonalen Kapillardrucks kann außerdem die individuelle Therapie gemäß der funktionalen Forrester-Klassifizierung (7) jedem Patienten angepasst, die Verschlechterung früher detektiert und die Therapie früher eingeleitet werden. Folglich hat die vorliegende Erfindung den Vorteil der Verbesserung der Prognose für den Patienten und seiner Lebensqualität-(LQ-)Indikatoren wie z. B. Dauer des Krankenhausaufenthalts usw.

Claims

Schätzverfahren für die Festgewebeimpedanz zum Schätzen einer sich aus einem Festgewebe ergebenden Festgewebeimpedanz durch Bestimmen der Impedanz an einem Schnittpunkt zwischen einer Identitätslinie und einer extrapolierten Regressionslinie, bei dem die Regressionslinie durch lineare Regression eines Maximalwerts auf einen Minimalwert eines Impedanzsignals eines jeden von mehreren Sätzen Daten erhalten wird, wobei jede der Datenmengen den Maximalwert und den Minimalwert des Impedanzsignals während eines einzigen Herzzyklus enthält, bei dem das Impedanzsignal zwischen einer in die linke Thoraxwand implantierten Gehäuse-Elektrode und einer in eine Kranzvene eingeführten Elektrode nach der Infusion von hypertonischer Kochsalzlösung in den Lungenkreislauf über einen bestimmten Zeitraum erhalten wird.
Berechnungsverfahren für das Herzminutenvolumen, bei dem das Herzminutenvolumen durch die folgende Formel auf Basis einer durch das Schätzverfahren nach Anspruch 1 geschätzten Festgewebeimpedanz und eines Maximalwerts und eines Minimalwerts eines gemessenen Impedanzsignals während eines einzigen Herzzyklus berechnet wird: CO = k × (1/(Zmin – Zs) – 1/(Zmax – Zs)) × HRwobei CO: Herzminutenvolumen; k: Korrekturfaktor; Zmin: Minimal-Impedanzsignal; Zmax: Maximal-Impedanzsignal; Zs: Festgewebeimpedanz; und HR: Herzfrequenz.
Herzminutenvolumen-Überwachungsgerät, aufweisend: einen Regressionslinien-Berechnungsteil, der mehrere Datenmengen eingibt, wobei jeder der Datenmengen einen Maximalwert und einen Minimalwert während eines jeden von mehreren Herzzyklen eines Impedanzsignals zwischen einer in eine linke Thoraxwand implantierten Gehäuse-Elektrode und einer in eine Kranzvene eingeführten Elektrode über einen bestimmten Zeitraum nach der Infusion von hypertonischer Kochsalzlösung in den Lungenkreislauf enthält, und eine Regressionslinie zwischen dem Maximalwert und dem Minimalwert des Impedanzsignals berechnet; und einen Schätzungsteil für die Festgewebeimpedanz, der eine Festgewebeimpedanz schätzt, indem er die Impedanz an einem Schnittpunkt zwischen einer Identitätslinie und einer extrapolierten Regressionslinie bestimmt.
Herzminutenvolumen-Überwachungsgerät nach Anspruch 3, ferner aufweisend: einen Berechnungsteil für das Herzminutenvolumen zur Berechnung des Herzminutenvolumens durch die folgende Formel auf Basis der durch den Festgewebeimpedanz-Schätzungsteil geschätzten Festgewebeimpedanz und des Maximalwerts und des Minimalwerts des gemessenen Impedanzsignals während eines einzigen Herzzyklus: CO = k × (1/(Zmin – Zs) – 1/(Zmax – Zs)) × HRwobei CO: Herzminutenvolumen; k: Korrekturfaktor; Zmin: Minimal-Impedanzsignal; Zmax: Maximal-Impedanzsignal; Zs: Festgewebeimpedanz; und HR: Herzfrequenz.
Herzminutenvolumen-Überwachungssystem, aufweisend: eine in eine Kranzvene eingeführte Elektrode; eine in eine linke Thoraxwand implantierte Gehäuse-Elektrode; einen Impedanzsignal-Detektionsteil, der einen Konstantstrom zwischen den Elektroden einspeist und ein Impedanzsignal von einer Spannung zwischen diesen Elektroden oder zwischen einer anderen Elektrode in der Kranzvene und der Gehäuse-Elektrode detektiert; und ein Herzminutenvolumen-Überwachungsgerät nach Anspruch 3 oder 4, welches das vom Impedanzsignal-Detektionsteil detektierte Impedanzsignal eingibt.
Herzminutenvolumen-Überwachungssystem nach Anspruch 5, bei dem die Gehäuse-Elektrode als eine einzelne Elektrode verwendet wird und Konstantstromeinspeisung und Impedanzmessung gleichzeitig ausgeführt werden.
Herzminutenvolumen-Überwachungssystem nach Anspruch 5, bei dem die Gehäuse-Elektrode isolierend in eine Konstantstrom-Einspeisungselektrode zur Einspeisung eines Konstantstroms und eine Impedanzmesselektrode zur Messung des Impedanzsignals aufgeteilt ist.
Verfahren zur Berechnung des pulmonalen Kapillardrucks, bei dem der pulmonale Kapillardruck durch die folgende Formel (1) berechnet wird auf Basis einer durch ein Schätzverfahren nach Anspruch 1 geschätzten Festgewebeimpedanz, eines Mittelwerts eines gemessenen Impedanzsignals während eines einzigen Herzzyklus und des Herzminutenvolumens, das durch ein Berechnungsverfahren berechnet wird, bei dem das Herzminutenvolumen anhand der folgenden Formel (2) auf Basis der durch das Schätzverfahren geschätzten Festgewebeimpedanz und des Maximalwerts, des Minimalwerts und des Mittelwerts des gemessenen Impedanzsignals während eines einzigen Herzzyklus berechnet wird: PAWP = A × C/(Zmean – Zs) – CO × B (1) CO = k × (1/(Zmin – Zs) – 1/(Zmax – Zs)) × HR (2)wobei PAWP: pulmonaler Kapillardruck; A, B, C: Korrekturfaktoren; Zmean: mittleres Impedanzsignal; Zs: Festgewebeimpedanz; und CO: Herzminutenvolumen; k: Korrekturfaktor; Zmin: Minimal-Impedanzsignal; Zmax: Maximal-Impedanzsignal; und HR: Herzfrequenz.
Überwachungsgerät für den pulmonalen Kapillardruck, aufweisend: einen Regressionslinien-Berechnungsteil, der mehrere Datenmengen eingibt, wobei jeder der Datenmengen einen Maximalwert und einen Minimalwert während eines jeden von mehreren Herzzyklen eines Impedanzsignals zwischen einer in eine linke Thoraxwand implantierten Gehäuse-Elektrode und einer in eine Kranzvene eingeführten Elektrode über einen bestimmten Zeitraum nach der Infusion von hypertonischer Kochsalzlösung in den Lungenkreislauf enthält, und eine Regressionslinie zwischen dem Maximalwert und dem Minimalwert des Impedanzsignals für jede der Datenmengen berechnet; und einen Festgewebeimpedanz-Schätzungsteil, der eine Festgewebeimpedanz schätzt, indem er die Impedanz an einem Schnittpunkt zwischen einer Identitätslinie und einer extrapolierten Regressionslinie bestimmt.
Überwachungsgerät für den pulmonalen Kapillardruck nach Anspruch 9, ferner aufweisend: einen Berechnungsteil für den pulmonalen Kapillardruck zur Berechnung des pulmonalen Kapillardrucks durch die folgende Formel auf Basis der durch den Festgewebeimpedanz-Schätzungsteil geschätzten Festgewebeimpedanz, eines Mittelwerts eines gemessenen Impedanzsignals während eines einzigen Herzzyklus und des Herzminutenvolumens: PAWP = A × C/(Zmean – Zs) – CO × Bwobei PAWP: pulmonaler Kapillardruck; A, B, C: Korrekturfaktoren; Zmean: mittleres Impedanzsignal; Zs: Festgewebeimpedanz; und CO: Herzminutenvolumen.
Überwachungssystem für den pulmonalen Kapillardruck, aufweisend: eine in eine Kranzvene eingeführte Elektrode; eine in eine linke Thoraxwand implantierte Gehäuse-Elektrode; einen Impedanzsignal-Detektionsteil, der einen konstanten Strom zwischen den Elektroden einspeist und ein Impedanzsignal von einer Spannung zwischen den Elektroden oder zwischen einer anderen Elektrode in der Kranzvene und der Gehäuse-Elektrode detektiert; und ein Überwachungsgerät für den pulmonalen Kapillardruck nach Anspruch 9 oder 10, welches das vom Impedanzsignal-Detektionsteil detektierte Impedanzsignal eingibt.
Überwachungssystem für den pulmonalen Kapillardruck nach Anspruch 11, bei dem die Gehäuse-Elektrode als eine einzelne Elektrode verwendet wird und Konstantstromeinspeisung und Impedanzmessung gleichzeitig ausgeführt werden.
Überwachungssystem für den pulmonalen Kapillardruck nach Anspruch 11, bei dem die Gehäuse-Elektrode isolierend in eine Konstantstrom-Einspeisungselektrode zur Einspeisung eines Konstantstroms und eine Impedanzmesselektrode zur Messung des Impedanzsignals aufgeteilt sein kann.