DE9422328U1 - Vorrichtung und Schaltungsanordnung zur Ermittlung der kardialen Leistungsfähigkeit - Google Patents

Description

Beschreibung
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Vorrichtung und Schaltungsanordnung zur Ermittlung der kardialen Leistungsfähigkeit

Die Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung und eine Schaltungsanordnung zur Ermittlung der kardialen Leistungsfähigkeit durch Bestimmung des Herzschlagvolumens. Es ist bekannt, das Schlagvolumen, d.h., diejenige Blutmenge, die während der Auswurfzeit zwischen Öffnen und Schließen der Aortenklappe geliefert wird, durch Impedanzmessungen bzw. durch Messung der Impedanzänderung zu bestimmen, wobei über mehrere Perioden gemittelt ein Wert für das Schlagvolumen geliefert wird.

Dieses Schlagvolumen kann sehr stark in Abhängigkeit von der körperlichen Belastung schwanken, beispielsweise von 50 bis 70 cm³ in Ruhe bis zu 200cm³ bei schwerer Muskelarbeit. Zur Beurteilung der Leistungsfähigkeit eines gesunden Menschen wird häufig dieses Schlagvolumen oder auch das Minutenvolumen herangezogen, d.h., das Volumen, das vom Herzen in einer Minute ausgeworfen wird. Bei Körperruhe werden vom Herzen 4 bis 6 1 Blut ausgeworfen, während das Minutenvolumen bei starker Arbeit auf bis zu 30 1 steigt.

Die Bestimmung der körperlichen Leistungsfähigkeit kann z.B. bei der Berufswahl oder für die sportliche Betätigung eine entscheidende Rolle spielen.

Die bisherigen Vorrichtungen zur Schlagvolumenbestimmung waren mit Fehlern behaftet und lieferten Werte, die nicht reproduzierbar und demgemäß auch nicht vergleichbar waren. Ein Vergleich mit einem standardisierten Wert ist jedoch nur dann möglich, wenn wenigstens relative Schlagvolumenmessungen bei verschiedenen Menschen reproduzierbare Ergebnisse liefern. Die Schwierigkeit einer exakten, reproduzierbaren Messung

bestand bei den bekannten Verfahren darin, daß der Zeitpunkt des Öffnens und der Zeitpunkt des Schließens der Aortenklappe nicht exakt bestimmt werden konnten, so daß sich durch vorzeitige oder nachzeitige Triggerung hohe prozentuale Fehlerquoten ergaben.

Nicht möglich ist bei bekannten Vorrichtungen somit die reproduzierbare Schlagvolumenbestimmung, wenn Aortenklappenschluß und/oder AortenklappennöffnungsZeitpunkt im Impedanzkardiogramm nicht sicher zugeordnet werden können. Als Ursachen kommen hierbei reduzierte Signalqualität und/oder atypische Signalkontur in Betracht. Bei gleichzeitiger Registrierung ermöglicht die Phonokardiographie als kardiales Biosignal eine zeitliche Zuordnung des Aortenklappenschlusses, detektierbar zum Beginn des zweiten Herztones. Diese Methode erfordert jedoch einerseits völlige Bewegungslosigkeit des Patienten, andererseits völlige Ruhe der Umgebung. Dennoch gelingt auch unter den derart eingeschränkten Meßbedingungen phonokardiographisch selbst bei optimaler Kurvenbeschreibung 'systembedingt' keine zeitliche Zuordnung der Aortenklappenöffnung .

Wenn bei bekannten lmpedanzkardiographischen Verfahren eine Messung des Schlagvolumens erfolgte, so war die Meßqualität entscheidend abhängig von der zuverlässigen Detektion von Öffnung und Schluß der Aortenklappe, einer 'Conditio sine qua non' bei der Bestimmung der linksventrikulären Austreibungszeit. Insbesondere bei Erkrankungen des Herzens mit diastolischer Relaxions- und systolischer Kontraktionsstörung ist eine Detektion des Aortenklappenschlusses im Impedanzsignal oft unzuverlässig, da der Aortenklappenschluß aus der Kontur des Impedanzkardiogramms zeitlich nicht sicher abgrenzbar ist. Die maximale systolische aortale Blutströmungsgeschwindigkeit (EVI) ist hingegen (verglichen mit der lmpedanzkardiographischen VETj^Q-Ermittlung) weit weniger anfällig gegenüber Meßfehlern und somit nahezu unter allen Umständen reproduzierbar meßbar.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung und Schaltungsanordnung zur präzisen Schlagvolumenbestimmung ohne Störungen bei höchster Reproduzierbarkeit auch bei jenen Signalkonstellationen zu ermöglichen, in welchen die konventionelle Impedanzkardiographie durch fehlerhafte und/oder nicht reproduzierbare AuswurfZeitbestimmung versagt.

Gelöst wird die gestellte Aufgabe durch die im Schutzanspruch angegebenen Merkmale. Ausgestaltungen der Vorrichtung ergeben sich aus den Schutzansprüchen 2 bis 6.

Eine Schaltungsanordnung für die Vorrichtung nach Schutzanspruch 1 ergibt sich aus den Schutzansprüchen 7 bis 9.

Dadurch, daß durch die erfindungsgemäße Vorrichtung die Blutströmungsgeschwindigkeit (EVI) sowie die linksventrikuläre Auswurfzeit (VET) genau berechnet werden können (ggf. in einer zweiten Impedanzableitung), läßt sich das Schlagvolumen exakt ermitteln, welches proportional dem Produkt aus VET und EVI ist. Mittels eines individuell zu errechnenden Proportionalitätsfaktors kann das Schlagvolumen und somit das Herzzeitminutenvolumen numerisch genau ermittelt werden. Die Auswurfzeit wird gemäß einer bevorzugten Ausführungsform dadurch erhalten, daß durch einen stark durchbluteten Körperteil, beispielsweise eine Fingerbeere oder das Ohrläppchen oder einen Nasenflügel Licht gesendet wird, welches nach Transmission in Abhängigkeit der Pulswelle wechselnd stark absorbiert wird.

Die neue Vorrichtung zur optoplethysmographisch gestützten Duplex-Impedanzkardiographie ermöglicht eine Detektion von Aortenklappenschluß und/oder Aortenklappenöffnungszeitpunkt aus der zusätzlichen IKG-Ableitung in Richtung des links- . ventrikulären Ausflußtraktes und/oder dem differenzierten Optoplethysmogramm, wenn das konventionelle IKG-Signal diesbezüglich versagt und stützt somit die Methode an ihrem empfindlichsten Schwachpunkt.

Die Impedanzkardiographie erlaubt in Ruhe und unter Belastung eine Analyse der diastolischen- und systolischen-linksventrikulären Funktion. Das IKG-Funktionsprizip beruht auf der Messung elektrischer Impedanzänderungen bzw. elektrischer Leitfähigkeitsänderungen.

1) Als plethysmographische Komponente ergibt sich durch die systolische Blutfüllung der elastischen Aorta im Rahmen der Windkesselfunktion ein deutliches 'Speichervolumen¹; die systolische Füllung mit relativ gut leitendem Blut erklärt die meßbare Impedanzänderung (Impedanzabnahme = Leitfähigkeitszunähme), welche mit dem Schlagvolumen korreliert.

2) Eine strömungsbedingte Impedanzänderung (Impedanzabnahme !) ergibt sich durch die axiale Ausrichtung der Erythrozyten im systolisch deutlich beschleunigten aortalen Blutstrom; die axiale Erythrozytenausrichtung führt zu einer besseren Leitfähigkeit des Blutes, da der Strom weniger 'Umwege' durch die als 'Isolator' wirkenden Erythrozyten mit der isolierenden 'Lipid-Bilayermembran' zurückzulegen hat und eher den direkten Weg über das elektrolytreiche Plasma nehmen kann.

Beide Phänomene wirken gleichgerichtet, d.h., systolische Füllung der Aorta bewirkt über beide Mechanismen eine Abnahme der thorakalen Impedanz, der jeweilige Anteil beider Phänomene als Ursache der Impedanzänderung ist bis heute ein reger Diskussionspunkt, insgesamt scheint jedoch der plethysmographischen Komponente die entscheidende Rolle zuzukommen.

Die gute Leitfähigkeit von Blut bzw. Blutplasma und Körperflüssigkeit erklärt die Impedanzänderungen bei entsprechenden intrathorakalen Blutvolumenverschiebungen. Eine computergestützte Signalverarbeitung ermöglicht kontinuierlich und nichtinvasiv eine Signalanalyse der Echtzeit, wobei neben der Schlagvolumenbestimmung auch Aussagen über den thorakalen Flüssigkeitsstatus möglich sind. Die schnell und relativ einfach durchführbare Messung ist beliebig oft wiederholbar, wodurch sich ein weites Anwendungsfeld eröffnet.

Die Erfindung ist daher mit Vorteil anwendbar für Eignungsprüfungen, Tauglichkeitsfeststellungen, eine Feststellung der Belastungsgrenze und für naturwissenschaftliche Einordnungsverfahren. Sie ist darüberhinaus jedoch auch für Untersuchungsverfahren anwendbar, die der Diagnose dienen und therapeutisch anwendbar sind. Als Beispiele hierfür seien genannt:

- Anästhesie

- Prä-, peri- und postoperatives Monitoring

- Kardiologie / Kinderkardiologie

- Kardiochirurgie, prä-/postoperativ

- Intensivmedizin

- Schrittmacheroptimierung

(Vorhof/Kammersynchronisation, Frequenzoptimierung)

- Kardiomyopathie/Herzinsuffizienz; Klassifizierung Medikation - Verlaufskontrolle

- Klinische Pharmakologie/Herz-Kreislaufforschung

- Hochdruckdiagnostik; Volumen-/Widerstandshochdruck, 0 Therapieüberwachung

- Dialysemonitoring

Das Wesen der Erfindung besteht demnach darin, eine Vorrichtung zur präzisen, linksventrikulären Funktionsanalyse mit nichtinvasiver Schlagvolumenbestimmung bei höchster Reproduzierbarkeit erstmals auch bei jenen Signalkonstellationen zu ermöglichen, in welchen die 'reine' (konventionelle) Impedanzkardiographie durch fehlerhafte und/oder nicht reproduzierbare VET-BeStimmungen

versagt. Dies wird ermöglicht durch die Kombination von optoplethysmographisch berechnetem aortalem Spitzenfluß (EVI).

Weiterhin erlaubt die optional optoplethysmographisehe Trig-. gerung auch bei Schrittmacherpatienten mit beliebigen Schrittmachersystemen eine sichere Triggerung und Signalmittlung. Bisher kamen oft recht komplizierte Methoden zur Anwendung, um im EKG bestimmte Schrittmacherimpulse 'ausblenden' zu können und dadurch eine EKG-Triggerung zu ermöglichen.

Die Verwendung eines Effektivwertrechners in der Analogauswertung des Impedanzkardiogramms anstelle der bisher verwendeten 'Peak amplifier¹ mit bipolarer Spitzenwertgleichrichtung ermöglicht erstmals eine präzise Signalakquisition mit Erfassung des Impedanzsignals in einem Frequenzspektrum bis 250 Hz. Bisher verfügbare Systeme mit konventioneller Spitzenwertgleichrichtung sehen durchweg eine Frequenzbeschneidung durch einen 3 0 Hz-Tiefpaß vor. Diese Frequenzbeschneidung führt zu deutlichen Unterschätzungen der Schlagvolumensteigerung bei Zunahme der Herzfrequenz und/oder des Schlagvolumens. Weiterhin ist in derart übermäßig 'verschliffenen' Impedanzsignalen oft eine präzise Detektion der markanten Signalpunkte für Aortenklappenöffnung und -Schluß nicht gegeben .

In Verbindung mit einer später erläuterten integrativen Formel zur Schlagvolumenbestimmung ermöglicht die neuartige Signalaufbereitung über einen analogen Effektivwertrechner erstmals auch bei fehlender Detektion des Aortenklappenschlus-0 ses eine rein impedanzkardiographische Messung linksventrikulärer Schlagvolumenina mit höchster Reproduzierbarkeit, kontinuierlich und nichtinvasiv.

Nachstehend werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand 5 der Zeichnung beschrieben. In der Zeichnung zeigen:

Abb. 1 zeigt eine schematische Darstellung der Elektrodenkonfiguration am Brustkorb eines Probanden;

Abb. 2 zeigt ein Blockschaltbild zur Aufnahme von Impedanzkardiogramm, Elektrokardiogramm und Optoplethysmogramm;
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Abb. 3 Originalregistrierungen, wie. sie aus der Elektrodenanordnung gemäß Abb. 1 gewonnen werden;

Abb. 4 weitere gemessene bzw. abgeleitete Kurvenbis verlaufe, welche die Verarbeitung der ABB. 12 elektronischen Signale kennzeichnen und

zur Ermittlung des Schlagvolumens ausgewertet werden.

Zur Aufzeichnung des Impedanzkardiogramms wird der Brustkorb des Probanden (Abb. 1) über zwei Punktelektroden mit Wechselstrom (100 kHz; I = konstant = 2mA_eff) gespeist [Elektroden SPl in Abb. 2] (Basale Halsregion, rechts dorsolateral/ vordere Axillarlinie links, Höhe ca. 10.ICR oder tiefer). Über zwei weitere punktförmige Registrierelektroden (Basale Halsregion, links dorsolateral/Medioclavikularlinie links in Höhe Xiphoid) wird IKG₁ und EKG₁ registriert Elektroden RE 1 und RE 2 in Abb. 2. Über zwei Zusatzelektroden (2. ICR rechts, medioclavikular oder in dorsaler Projektion auf dem Rücken/Herzspitze) wird ein weiteres EKG (EKG₂) und die Duplex-IKG-Ableitung (IKG₂) in Richtung des linksventrikulären Ausflußtraktes registriert. Gemäß dem Ohm¹sehen Gesetz 0 ergibt sich für die thorakale Impedanz Z in der Ableitung IKG₁:

Z = U/I

Elektrokardiogramm und Impedanzkardiogramm werden nach AD-Wandlung digital gefiltert. Das differenzierte EKG dient standardmäßig als Triggersignal zur Signalmittlung nach dem

Prinzip des ensemble signal averaging, d.h., zeitlich auf die R-Zacke des EKG bezogen werden alle Meßwerte addiert und durch die Anzahl der addierten Meßzyklen dividiert. Optional können auch IKG-Signale als Trigger zur Signalmittlung dienen. Gemittelt wird über einen wählbaren Zeitintervall, wobei sich Mittlungsintervalle von 6 s bis 12 s bewährt haben. Aus dem digital gefilterten, differenzierten und signalgemittelten IKG₁ wird der maximale aortale Blutströmungsgeschwindigkeitsindex (EVI = ejection velocity index = -dZ/dt_max) als Spitzenwert im Punkt ¹E¹ (Ejektion) ermittelt (vgl. Abb. 4). Die linksventrikuläre Austreibungszeit (VET_IKG) kann statt in IKG₁ optional auch in IKG₂ ermittelt werden, wenn das IKG₁ keine zuverlässige Detektion von Öffnung und Schluß der Aortenklappe ermöglicht (vgl. Abb. 6). Die linksventrikuläre Austreibungszeit (vgl. Abb. 4) beginnt an der schnellen Änderung der Steilheit (slope) vor dem Maximum (-dz/dt)_max im IKG-Signal (B-Punkt) und endet am ersten Kurvenminimum nach dem Nulldurchgang der Kurve (X-Punkt). Nach Detektion von Zq, VET_IKG und (-dz/dt)_max im gemittelten Signal können Schlagvolumen und 0 alle weiteren Parameter zur Objektivierung der 1inksventrikulären Funktion kalkuliert werden.

Über zwei weitere punktförmige Registrierelektroden (RE 1 und RE 2) wird die resultierende Wechselspannung über einen potentialfreien Differenzverstärker mit hochohmigem Eingang (FET-Eingangsstufen) abgeleitet. Am Ausgang dieses Differenzverstärkers wird das EKG über einen 2 50 Hz-Tiefpaß zur Elimination der 100 kHz-Impedanzsignale ausgekoppelt und nach Pegelanpassung dem AD-Wandler des Rechners zugeführt.

Das IKG-Ausgangssignal des Differenzverstärkers wird nach Entkopplung des EKG-Signals über ein Hochpaß (2 kHz) dem Analog-Effektivwertrechner zugeführt, dessen Ausgangssignal nach Tiefpaßfilterung (anti Aliasing) und Pegelanpassung als Impedanzsignal (Z, &Dgr;&Zgr;) dem AD-Wandler zugeführt wird.

Synchron zur EKG- und IKG-Registrierung wird ein Optoplethysmogramm registriert. Hierzu werden Fingerbeere und/oder Ohrläpp-

chen durchleuchtet durch den ungepulsten Lichtstrom einer Infrarotleuchtdiode. Empfangsseitig wird über eine IR-Photodiode registriert. Die relativen Helligkeitsschwankungen korrelieren mit der Blutdruckamplitude. Die Verarbeitung der elektronischen Signale ergibt sich aus Abb. 2. Die elektronischen Signale werden einem Hochpaß, einem Verstärker und einem Tiefpaß zugeführt, von wo sie zum Analog-Digital-Wandler gelangen. Die Funktion der Schaltungsanordnung gemäß Abb. 2 ergibt sich aus den Signalbeispielen gemäß Abb. 3 bis

Aus dem digital gefilterten und differenzierten IKG wird die maximale aortale Blutströmungsgeschwindigkeit (EVI=-dz/dt)_max im Punkt ¹E¹ (Ejektion) ermittelt (vgl. Abb. 4 und 11). Die impedanzkardiographisch ermittelte linksventrikuläre Austreibungszeit (VET_IKG) beginnt an der schnellen Änderung der Steilheit ('slope') vor dem Maximum (-dZ/dt)_max im IKG-Signal (B-Punkt) und endet am ersten Kurvenminimum nach dem Nulldurchgang der Kurve (X-Punkt).

0 Aus dem digital gefilterten und differenzierten OPG wird die linksventrikuläre Austreibungszeit (VETqpq) ermittelt (vgl. Abb. 7). Der Beginn der VETq_PG liegt am Nulldurchgang vor dem Maximum im differenzierten OPG-Signal und endet am Kurvenminimum nach den Nulldurchgang der Kurve. Sind patientenspezifisch nach dem Nulldurchgang des differenzierten OPG zwei nacheinandergelegene Minima in der Signalkontur vorhanden, so ist das Ende der VET_opG durch den zweiten Nulldurchgang definiert.

Die Abb. 3 (Originalregistrierung) und 4 (Signalmittlung) zeigen IKG-Registrierungen mit einer IKG-Ableitung in Ruhe bei einem jungen Probanden. Die Signalkontur der Impedanzänderung (-&Dgr;&Zgr;-Signal in Abb. 3) hat eine auffallende Ähnlichkeit mit einer Aortendruckkurve. Die ausgeprägten atemabhängigen Schwankungen sind bedingt durch den in- und expiratorisch wechselnden elektrischen Widerstand des Lungengewebes. Die 'Inzisur' im &Dgr;&Zgr;-Signal ist weniger deutlich ausgeprägt als in Registrierungen des Aortendruckes, aber dennoch abgrenzbar. Die diffe-

renzierte Kurve (-dz/dt, Abb. 3/4).wird nachfolgend als IKG bezeichnet. Die systolische Ejektion des im linken Ventrikel elektrisch 'isolierten' Blutes in die Aorta führt entsprechend dem oben Gesagten zu einer rapiden Leitfähigkeitszunähme im Punkt ¹B¹ des IKG und somit zu einem zunehmend positiveren Ausschlag. Das Maximum der Kurve wird ca. 60 ms nach der Aortenöffnung erreicht und korreliert mit der maximalen Ejektxonsgeschwindigkeit und der Menge des linksventrikulären Ejektates, so daß der Ausdruck EVI (ejection velocity index) für das Signalmaximum im Punkt ¹E¹ steht (Abb. 4). Das nachfolgende Minimum im Punkt 'X' entspricht dem steilsten Abfall im -&Dgr;&Zgr;-Signal bzw. dem steilsten Abfall im Aortendrucksignal und ermöglicht somit die Detektion des Aortenklappenschlusses. Gelegentlich läßt sich im Punkt ¹Y' der Schluß der Pulmonalklappe nachweisen (phonokardiographisch P2 in Abb. 5) und vom Aortenklappenschluß separieren (phonokardiographisch A2 in Abb. 5). Nach dem Aortenklappenschluß im Punkt 'X' kommt es während der isovolumetrischen Relaxationsphase bei geschlossener Mitralklappe zu einer progredienten Volumenzunähme im linken Vorhof. Die dadurch bedingte Zunahme der thorakalen Leitfähigkeit führt zum Signalanstieg bis zum Maximum der (beim Gesunden nur diskret ausgeprägten) O-Welle, welche das Ende der isovolumetrischen Relaxationsphase abgrenzt (Abb. 4). Nach Mitralklappenöffnung kommt es durch den Abstrom von elektrisch gut leitendem Blut aus dem inzwischen prall gefüllten Vorhof in die elektrische Isolation des Ventrikels zu einer progredienten Leitfähigkeitsabnähme während der schnellen Füllungsphase. Diese Leitfähigkeitsabnahme dokumentiert sich in Form der negativen 'F-Welle' (Abb. 4). Die F-Welle fällt phonokardiographisch mit dem dritten Herzton, dopplerechokardiographisch mit dem Maximum der schnellen Füllungsphase bzw. mit der &Egr;-Welle in der time-motion-Darstellung zusammen. Im Anschluß an die F-Welle zeigt sich als Ausdruck der aktiven atrialen Füllung die negative 'A-Welle' (Abb. 4). Nach Beendigung der Vorhofkontraktion ergibt sich durch die passiven elastischen Rückstellkräfte der Ventrikelmuskulatur ein kurzer atrialwärts gerichteter Reflux, welcher zum Schluß der Mitralklappe führt und als 'R-Welle' im IKG

nicht immer klar abgrenzbar ist (Abb. 4). Die Ventrikelkonkonraktion wölbt die zu Beginn der isovolumetrischen Anspannungsphase bereits aneinanderliegenden Mitralsegel leicht in den linken Vorhof hinein, so daß sich die ¹C-WeIIe' (analog der Nomenklatur atrialer Druckregistrierungen) auch impedanzkardiographisch meist klar abgrenzen läßt. Die isovolumetrische Anspannungsphase geht am B-Punkt in die auxotonische Austreibungsphase über. Die Kontur des enddiastolisehen Kurvenprofils (A-R-C-Komplex, unmittelbar vor dem B-Punkt) zeigt meist reproduzierbare Veränderungen in In- und Expiration, deren Ursache bisher nicht eindeutig geklärt ist, jedoch sind diese Veränderungen nicht relevant zu der impedanzkardiographisehen Schlagvolumenbestimmung (vgl. Abb. 3).

In Abb. 6 wurde zusätzlich zur konventionellen IKG-Ableitung (IKG-j_) ein IKG in Richtung des linksventrikulären Ausflußtraktes abgeleitet (Duplex IKG = IKG₂). Die Duplex IKG-Ableitung erlaubt meist eine Detektion von Aortenklappenöffnung und -Schluß, wenn in der Standard-IKG-Ableitung keine sichere AuswurfZeitbestimmung möglich ist (Abb. 6). Als goldene Referenz der AuswurfZeitbestimmung ist in Abb. 7 eine differenzierte invasive Druckregistrierung (A. radialis) dargestellt (dP/dt), ebenso das differenzierte Optoplethysmogramm (dOPG/dt, Finger), beide Kurven wurden zeitlich synchronisiert dargestellt, bezogen auf den Beginn der Aortenklappenöffnung im IKG2, d.h., mit Subtraktion der entsprechenden Pulswellenlaufzeiten. Die Auswurfzeit wurde in der differenzierten Druckkurve ermittelt vom Nulldurchgang in der Phase des Druckanstiegs bis zum Minimum (zweites Minimum!) nach dem Nulldurchgang in der Phase des Druckabfalls. Die Messung in Abb. 7 zeigt die Übereinstimmung der VET-Bestimmung in IKG₂ (-dz/dt), optoplethysmographischer Messung (dOPG/dt) und zum Vergleich in invasiver Druckmessung (dP/dt).

In den Originalregistrierungen von Optoplethysmogramm und vergleichender invasiver Druckmessung ist ohne Differenzierung die VET nur näherungsweise abgenzbar (Abb. 8, Originalregistrierung, alle Signale zeitsynchron), erst durch die Differenzierung der

• ·

• &idiagr; · ·

Signale läßt sich, die VET durch den oben beschriebenen Algorhitmus (Nulldurchgang in der Phase des Druckanstiegs bis zum Minimum nach dem Nulldurchgang in der Phase des Druckabfalls) sowohl im OPG des Ohrläppchens als auch im OPG der Fingerbeere erfassen (Abb. 9). In Abb. 10 sind zeitsynchron alle oben beschriebenen Verfahren zur Bestimmung der VET dargestellt mit IKGl, IKG2, dOPG/dt und zum Vergleich mit einer invasiven Druckmessung (dP/dt).

Die Vorrichtung zur optoplethysmographischen AuswurfZeitbestimmung ermöglicht weiterhin auch ohne Signalmittlung eine VET-Bestimmung, wie dies in einem Fall von intermittierndem AV-Block dargestellt ist (Abb. 11). Die Amplitude von dOPG/dt ermöglicht sogar eine Abschätzung relativer Schlagvolumenänderungen ohne zusätzliches Impedanzkardiogramm.

Als VET kann je nach Signalkontur VETj^q oder VETqpq eingesetzt werden. Die konventionelle Impedanzkardiographie analysiert den Spitzenfluß EVI als (-dz/dt)_max punktuell im Punkt ¹E¹ (Ejektion) des differenzierten Impedanzsignals, d.h., alle Störsignale, welche dem Nutzsignal zum Zeitpunkt, der Peakdetektion überlagert sind, können zu einer entsprechenden Fehlabschätzung des EVI führen. Da dieser aortale Spitzenfluß in den konventionellen Formeln als direkt proportional zum kalkulierten Schlagvolumen angegeben wird, ergeben sich entsprechende Fehlberechnungen des linksventrikulären Schlagvolumens mit reduzierter Reproduzierbarkeit. Weiterhin überschätzen die konventionellen Formeln der Impedanzkardiographie das Schlagvolumen, da der aortale Spitzenfluß als konstant während der gesamten linksventrikulären Austreibungszeit angenommen wird.

Eine neue 'Integrationsformel' ermöglicht rein impedanzkardiographisch eine integrative Schlagvolumenbestimmung auch dann, wenn impedanzkardiographisch in der Signalkontur nur die Detektion der Aortenöffnung, jedoch keine Detektion des Klappenschlusses möglich ist und kein OPG-Signal registriert wird (Abb. 12):

SV[ml]= G_ist/G_ideal- &rgr; · L² ■ (l/Z_Q ²) · Area

tAO-Öffnung (-dz/dt)
Area = J (-dz/dt) dt

^tNulldurchgang(-dZ/dt)

wobei:

^Gideal Männer ⁼ (0/534 · H) - 17,36; G_{ideal Frauen} = (0,534 · H) - 27,36
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&rgr; = spezifische Blutleitfähigkeit [Ohnvcm] ; 13 5 Ohm-ctn bei HKT von 40;

Z in [Ohm]; Längen in [cm]; G = Gewicht in [kg] 20

L = Abstand der inneren Elektroden (Halsansatz bis Xiphoid)[cm]

Die Besonderheit dieser neuen 'Integrationsformel' liegt in der extrem guten intraindividuellen Reproduzierbarkeit der Schlagvolumenbestimmung. Dies ist dadurch zu erklären, daß unsystematische Fehler, welche das gemittelte Signal statistisch gesehen 'zufallsverteilt' überlagern, durch den nachfolgenden 'Integrationsprozeß¹ weniger die Reproduzierbarkeit reduzieren als bei konventionell punktueller 'Peakdetektion'. Weiterhin wird das Schlagvolumen nicht vereinfachend über die komplette VET als konstanter Spitzenfluß angenommen, wie dies bei den konventionellen Formeln mit Überschätzung des Schlagvolumens der Fall ist.
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Claims (9)

1. Vorrichtung zur Ermittlung der kardialen Leistungsfähigkeit durch Bestimmung des Herzschlagvolumens, die aus folgendem zusammengesetzt ist:

- ein Impedanz-Meßgerät vorgesehen ist, um die zeitlichen Impedanzänderungen des in der Aorta während der Auswurfzeit strömenden Blutes zu messen,

- ein Impedanzkardiograph vorgesehen ist, um den aortalen Spitzenfluß (EVI) zu berechnen, und

- ein Optopletysmograph vorgesehen ist, um die linksventrikuläre Auswurfzeit (VET) zu berechnen, wobei alle Werte in Kombination in die Vorrichtung eingegeben werden.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel vorgesehen sind, um zur optoplethysmographischen Triggerung einen stark durchbluteten Körperteil (z. B. Ohrläppchen, Fingerbeere) zu durchleuchten, wobei die relativen Helligkeitsschwankungen mit der Blutdruckamplitude korrelierbar sind.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß eine Duplexanordnung vorgesehen ist, durch die die linksventrikuläre Auswurfzeit (VET) impedanzkardiographisch bestimmbar ist, wobei die zweite Impedanzableitung die Auswurfzeit bestimmt und die Auswurfzeit aus dem differenzierten Optoplethysmogramm ableitbar ist.

4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel vorgesehen sind, die eine integrative Schlagvolumenbestimmung unter Verwendung der nachstehenden Formel berechnen:

SV[ml] = G_ist/G_ideal . ρ . L² . (1/Z_o ²) . Area


wobei:

G_idealMänner = (0,534 . H) - 17,36; G_idealFrauen = (0,534 . H) - 27,36

ρ = spezifische Blutleitfähigkeit [Ohm.cm]; 135 Ohm.cm bei HKT von 40;
Z in [Ohm]; Längen in [cm]; G = Gewicht in [kg]
L = Abstand der inneren Elektroden (Halsansatz bis Xiphoid)[cm]

5. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß ein Effektivwertrechner in der Analogauswertung des Impedanzkardiogramms zur Signalakquisition vorgesehen ist.

6. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel vorgesehen sind, durch die zusätzlich die Herzströme in einem Elektrokardiogramm registriert, digitalisiert und in Kombination mit digitalisierten Impedanzkardiogrammsignalen auswertbar sind.

7. Schaltungsanordnung für die Vorrichtung nach Anspruch 1 mit den folgenden Merkmalen:

- ein Sinuswellengenerator zur Lieferung eines Signals mit einem Strom mit einem Effektivwert von ca. 2 mA bei einer Frequenz von ca. 100 kHz, das an den Thorax anlegbar ist,

- Detektoren zur Erfassung der Impedanzwerte,

- ein Triggersignalgeber zur Lieferung von Signalen, die die Impedanzmeßperioden definieren.

8. Schaltungsanordnung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß dem Verstärkerausgang eines IKG- und EKG-Detektors ein IKG-Hochpaß, ein Effektivwertrechner und ein A/D-Wandler und parallel hierzu ein EKG-Tiefpaß mit A/D-Wandler nachgeschaltet sind.

9. Schaltungsanordnung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß zur optoplethysmographischen Messung ein Infrarotsender und ein Infrarotempfänger mit nachgeschaltetem Hochpaß, einem OPG-Verstärker, einem Tiefpaß und einem A/D-Wandler vorgesehen sind.