DE602004005122T2

DE602004005122T2 - Aktive implantierbare medizinische Vorrichtung mit Mitteln zur Abstimmung der maximalen Frequenz der ventrikulären Stimulation in Abhängigkeit des hämodynamischen Zustandes eines Patienten

Info

Publication number: DE602004005122T2
Application number: DE602004005122T
Authority: DE
Inventors: Renzo Dal Molin
Original assignee: Ela Medical SAS
Current assignee: Sorin CRM SAS
Priority date: 2003-10-16
Filing date: 2004-10-12
Publication date: 2007-11-22
Anticipated expiration: 2024-10-13
Also published as: US20050137635A1; EP1524009B1; FR2860980B1; DE602004005122D1; ATE355868T1; FR2860980A1; EP1524009A1; US7711422B2

Description

Die Erfindung betrifft die "aktiven implantierbaren medizinischen Vorrichtungen", wie sie durch die Richtlinie 90/385/EWG vom 20. Juni 1990 des Rates der Europäischen Gemeinschaften definiert sind, genauer gesagt, die Herzschrittmachervorrichtungen, Defibrillatoren und/oder Kardioverter, die es erlauben, an das Herz elektrische Impulse geringer Energie zur Behandlung von Herzrhythmusstörungen abzugeben.
In diesen Vorrichtungen ist die Frequenz der Herzkammerstimulation veränderbar, entweder durch Sicherstellung der Verfolgung des Herzvorhofrhythmus über die Herzkammer, oder in Abhängigkeit eines durch einen Sensor aufgenommenen Parameters.
Im letzteren Fall können die verwendeten Sensoren von drei Typen sein:

– Anstrengungssensor: es handelt sich um einen Sensor, der einen überwiegend physiologischen Parameter misst, am häufigsten durch Messung des Atemminutenvolumens (woraus die gängige Bezeichnung "AMV-Sensor" folgt), oder auch durch Messung der Sauerstoffsättigung im Blut, der Temperatur, usw. Ein solcher Sensor liefert ein angemessenes Bild der Stoffwechselbedürfnisse des Patienten, je nachdem, ob der Patient sich ausruht, einer Tätigkeit nachgeht, sich nach einer Anstrengung erholt, usw.
– Aktivitätssensor: es handelt sich im Allgemeinen um einen in den Stimulator integrierten Beschleunigungsmesser (woraus die gängige Bezeichnung "G-Sensor" folgt), der dazu bestimmt ist, rasch eine Veränderung in der Haltung oder der Bewegung des die Vorrichtung tragenden Patienten zu erfassen, insbesondere um Anfänge von Anstrengungsphasen zu erfassen, die sich durch eine starke Erhöhung der Bewegungen dieses Patienten äußern.
– Hämodynamischer Sensor: in diesem Fall geht es darum, anhand eines für das Blutminutenvolumen repräsentativen Signals eine Regelung durchzuführen.

Die Anstrengungssensoren, die ebenfalls physiologische Sensoren genannt werden, liefern ein Signal, welches gut die wirklichen Stoffwechselbedürfnisse des Patienten widerspiegelt, jedoch mit einer relativ langen Reaktionszeit und einer geringeren Sensibilität für geringe Anstrengungen.
Im Gegensatz dazu sind die Aktivitätssensoren Sensoren mit einer sehr kurzen Reaktionszeit, die jedoch einen rein mechanischen Parameter (die Beschleunigung) messen, von nicht-physiologischer Natur, dem es also an Spezifität mangelt: ein solcher Sensor erlaubt es z. B. nicht, zwischen dem wirklichen Anfang einer Anstrengung und Vibrationen oder Bewegungen zu unterscheiden, die auf rein passive Weise durchlaufen werden, z. B. in einem Kraftfahrzeug, ohne dass der Patient irgendeine besondere Anstrengung unternimmt.
Die geregelten Stimulatoren verwenden den einen oder anderen dieser Sensortypen, um fortlaufend diverse Parameter wie beispielsweise Stimulationsfrequenz, atrio-ventrikuläre Verzögerung (AVV) oder auch die interventrikuläre Verzögerung im Falle einer biventrikulären Stimulation, zu justieren. Es gibt ebenfalls Stimulatoren, die beide Sensortypen kombinieren, um so die jedem jeweils anhaftenden Nachteile zu vermeiden.
Die Algorithmen zur Steuerung der Stimulatoren sehen im Übrigen einen Parameter vor, der unter der Bezeichnung "Maximalfrequenz" oder "F_max' bekannt ist, welcher die Maximalfrequenz der Herzkammerstimulation ist, welche insbesondere Anwendung findet, wenn es darum geht, die Verfolgung des Herzvorhofrhythmus über die Herzkammer sicherzustellen: F_max ist dann die Obergrenze, bei welcher der Stimulator eine Herzkammerstimulation mit jeder Herzvorhoferfassung im DDD-Modus synchronisieren kann. Dieser Parameter F_max dient insbesondere dazu, die durch Algorithmen wie beispielsweise die Glättungs- oder Regelungsfunktionen berechnete Stimulationsfrequenz zu deckeln; bei einem geregelten Stimulator dient F_max dazu, die Sensordynamik mit den Extremwerten in Übereinstimmung zu bringen, welche die Stimulationsfrequenz annehmen kann.
Bei einem Doppelraumstimulator wird die Maximalfrequenz ebenfalls als Referenzwert verwendet, der mit der erfassten Herzvorhoffrequenz verglichen wird, um die Frequenz der ventrikulären Stimulation zu begrenzen, wenn der Herzvorhofrhythmus F_max übersteigt, z. B. durch Anwendung eines Betriebsmodus, der als "Wenckebach-Modus" bezeichnet wird.
Die Maximalfrequenz wird im Allgemeinen ein für alle Mal durch den praktizierenden Arzt auf einen bestimmten Wert programmiert, im Wesentlichen in Abhängigkeit des Alters des Patienten, eventuell gewichtet um dessen Leistungsfähigkeit und/oder das Vorliegen einer Herzerkrankung (Kardiopathie) oder Herzmuskelerkrankung (Kardiomyopathie).
Es wurde ebenfalls bereits vorgeschlagen, diese Maximalfrequenz auf kontrollierte Weise mit der Zeit variieren zu lassen, wie es z. B. in der EP-A-1 059 099 (Ela Médical) beschrieben ist, wo diese Frequenz automatisch und progressiv mit der Zeit in Abhängigkeit der Verbesserung des hämodynamischen Zustands des Patienten heraufgesetzt wird.
Ein Mechanismus zur automatischen Anpassung der Maximalfrequenz wurde ebenfalls durch die US-A 6119 040 (Chirife) vorgeschlagen, welche einen Stimulator vom Typ beschreibt, der durch einen Aktivitätssensor (Beschleunigungsmesser oder entsprechende Komponente), der im Gehäuses des Stimulators enthalten ist, geregelt wird. Zur Kompensierung der Tatsache, dass ein solcher Regelungssensor nicht mit den Stoffwechselbedürfnissen des Patienten korreliert, schlägt dieses Dokument vor, die Maximalfrequenz variabel auszugestalten, indem letztere auf automatische Weise in Abhängigkeit eines physiologischen Parameters angepasst wird. So wird eine starke Erhöhung der Stimulafionsfrequenz in Antwort auf eine durch den Beschleunigungsmesser erfasste Aktivitätssituation nur bei Bestätigung einer starken Erhöhung der Stoffwechselbedürfnisse erlaubt, was es erlaubt, den geregelten Stimulator ein wenig spezifischer zu machen, wobei ihm zusätzlich ein wichtiger Sicherheitsparameter hinzugefügt wird.
In diesem Dokument ist der zur Einstellung der Maximalfrequenz verwendete physiologische Parameter die Periode vor dem ventrikulären Auswurf (PEP), d.h., das Zeitintervall zwischen der Erfassung eines Beginns eines Herzzyklus (spontan oder stimuliert) und dem Beginn des ventrikulären Auswurfs: während dieses Zeitintervalls zieht sich die Herzkammer zusammen, aber ihr Volumen verändert sich nicht (Kontraktion bei gleichbleibendem Volumen), nur der Druck im Innern der Herzkammer erhöht sich. Die PEP endet, sobald die Aorten- und Pulmonalklappen sich öffnen, was zum Auswurf des Blutes in die Arterien führt, mit einer entsprechenden Verringerung des Volumens der Herzkammern, die sich bis zum Ende der Diastole fortsetzt.
In diesem Dokument wird die PEP anhand einer Messung der intrakardialen Bioimpedanz bestimmt: dieser Parameter gibt in der Tat ein dynamisches Bild der Kontraktion des Herzmuskels, und die Analyse der Veränderungen der Impedanz erlaubt es, den Verlauf der systolischen und diastolischen Phasen und folglich die Dauer der PEP zu charakterisieren. Eine Erhöhung des Herzrhythmus, die nicht mit einer entsprechenden Verkürzung der PEP verbunden ist, wird im Verhältnis zu den physiologischen Bedürfnisse des Patienten als unangebracht oder überzogen betrachtet, was es erlaubt, die Eigeneffekte der nicht-physiologischen Eigenschaft des Aktivitätssensors, der zur Regelung des Stimulators eingesetzt wird, zu kompensieren, oder zumindest zu begrenzen.
Eines der Ziele der Erfindung ist es, einen anderen Mechanismus zur Anpassung der Maximalfrequenz vorzuschlagen.
Es wurde in der Tat festgestellt, dass, wenn man die Maximalfrequenz auf einen gegebenen vorprogrammierten Wert festlegt, diese Einstellung den allgemeinen hämodynamischen Zustand des Patienten nicht berücksichtigt, und noch weniger dessen Verlauf mit der Zeit, z. B. im Falle einer Verbesserung – oder im Gegenteil einer Verschlechterung – dieses Zustands.
In der Tat, falls die Herzfrequenz zu hoch ist, kann die Füllung des Herzens nicht mehr zufriedenstellend erfolgen, und dementsprechend sinkt das Auswurfvolumen. Dies ist in Situationen einer Tachykardie oder eines Flimmerns der Fall, aber ebenso bei der Anwendung von Stimulationsimpulsen mit einer zu hohen Frequenz, wegen einer schlechten Einstellung der Maximalfrequenz im Verhältnis zum Zustand des Patienten.
So gibt es eine Schwellenfrequenz, ab welcher der durch Erhöhung der Stimulationsfrequenz beim Blutminutenvolumen erzielte Gewinn durch die Verringerung des Auswurfvolumens verloren geht. Es ist also wichtig, diese Frequenz nicht zu überschreiten, da sich ansonsten das Herzminutenvolumen verringert.
Die Grundidee der vorliegenden Erfindung besteht darin, die Maximalfrequenz so anzupassen, dass die Stimulationsfrequenz diesen Punkt, wo die Charakteristik Minutenvolumen/Frequenz anfängt abzunehmen, nicht überschreitet, dies, falls erforderlich, bei erneuter Justierung der Maximalfrequenz, um den Verlauf dieser Charakteristik zu berücksichtigen, die selber vom allgemeinen hämodynamischen Zustand des Patienten abhängt.
Genauer gesagt wird das Minutenvolumen durch eine Messung der intrakardialen Bioimpedanz bestimmt, typischerweise transvalvulär, transspetal oder intraventrikulär, was an sich bekannte Techniken sind.
Den Erfindern ist in der Tat aufgefallen, dass unter strikten Bedingungen hinsichtlich der Zeit, des Herzrhythmus und des Zustands des Regelungssensors, mit dem die Vorrichtung ausgerüstet sein kann, die täglichen Veränderungen der durchschnittlichen hämodynamischen Parameter, die durch eine Messung der intrakardialen Bioimpedanz erhalten werden, repräsentativ für den Verlauf des Herzzustands des Patienten sind. Ein typischer hämodynamischer Parameter ist das Herzminutenvolumen, oder ein Parameter, der dazu in enger Korrelation steht, wie z. B. die Auswurffraktion. Genauer gesagt ist die Messung der rechten transvalvulären Bioimpedanz repräsentativ für die Evolution der rechten Herzhälfte, während die Messung der transseptalen Bioimpedanz repräsentativ für die Evolution der linken und rechten Herzhälfte ist.
Diese Veränderungen spiegeln ebenso auf indirekte Weise wider, was bei der Lunge, der linken Herzhälfte und den mit Sauerstoff versorgten Geweben des Patienten passiert, wegen der allgemeinen Auswirkungen des Blutminutenvolumens in der rechten Herzhälfte auf den Organismus. So kann der praktizierende Arzt im Falle eines Doppelraumstimulators, falls die Entwicklung des Durchschnittsindex eine Verschlechterung des hämodynamischen Zustands des Patienten aufdeckt, jedoch die Herzaktivität zufriedenstellend bleibt, eine Lungeninsuffizienz vermuten. Das Dokument US-A-6408209 beschreibt ein implantierbares medizinisches System, wie es im Oberbegriff des Anspruchs 1 beschrieben ist.
Zu diesem Zweck schlägt die Erfindung eine aktive implantierbare medizinische Vorrichtung vom allgemeinen Typ vor, wie er in der vorzitierten US-A-6 119 040 beschrieben ist, d.h. mit: Mitteln zur Abgabe von Stimulationsimpulsen an wenigstens einen Herzraumsitz; Mitteln zur Steuerung des Rhythmus der Abgabe der Stimulationsimpulse; Mitteln zur Begrenzung des Rhythmus der Abgabe der Stimulationsimpulse auf eine Maximalfrequenz; Mitteln zur Messung einer intrakardialen Bioimpedanz; und Mitteln zur Anpassung der Maximalfrequenz, um den Wert der Maximalfrequenz in Abhängigkeit der gemessenen intrakardialen Bioimpedanz zu verändern.
Erfindungsgemäß umfassen die Mittel zur Anpassung folgendes: Mittel, um anhand des durch die Mittel zur Messung der intrakardialen Bioimpedanz gelieferten Signals einen für das Herzminutenvolumen repräsentativen Parameter zu bestimmen; Mittel zur Steuerung einer vorbestimmten Veränderung der Abgabefrequenz der Stimulationsimpulse; Mittel zur Bestimmung der korrelativen Veränderung des Herzminutenvolumens; und Mittel zur Anpassung des Wertes der Maximalfrequenz in Abhängigkeit der Veränderung des so bestimmten Herzminutenvolumens.
In besonders vorteilhafter Weise sind die Mittel zur Anpassung Mittel, die auf iterative Weise arbeiten, welche geeignet sind, aufeinanderfolgende vorbestimmte Veränderungen der Stimulationsfrequenz zu steuern, und bei jeder Iteration die korrelative Veränderung des Herzminutenvolumens zu bestimmen.
Die Mittel zur Anpassung beenden dann die Iteration, wenn bei aufeinanderfolgenden Inkrementierungen der Stimulationsfrequenz die korrelative Veränderung des Herzminutenvolumens geringer als eine gegebene Schwelle wird, wobei diese Schwelle insbesondere ein gegebener Prozentsatz der Erhöhung des Herzminutenvolumens, bezogen auf einen gegebenen Prozentsatz der Erhöhung der Stimulationsfrequenz, sein kann; sie passen dann den Wert der Maximalfrequenz an den Wert der Stimulationsfrequenz an, die bei der vorletzten Iteration angewandt wurde. Die fragliche Schwelle kann eine feste Schwelle sein, insbesondere ein gegebener Prozentsatz der Erhöhung des Herzminuntenvolumens, bezogen auf einen gegebenen Prozentsatz der Erhöhung der Stimulationsfrequenz, oder eine variable Schwelle, die dynamisch in Abhängigkeit der Herzfrequenz oder des Herzminutenvolumens angepasst wird.
Vorteilhafterweise können die Mittel zur Anpassung die Iteration auch vorausschauend beenden, falls die Inkrementierung der Stimulationsfrequenz dazu führt, dass diese einen vorbestimmten Grenzwert überschreitet.
Die Mittel zur Bestimmung des für das Herzminutenvolumen repräsentativen Parameters, können Mittel sein, die aufgrund von Spitzenwerten der diastolischen Impedanz und der systolischen Impedanz arbeiten, welche durch die Mittel zur Messung der intrakardialen Bioimpedanz bestimmt werden, oder durch Integration des Messsignals der intrakardialen Bioimpedanz arbeiten, wobei diese Integration zwischen aufeinanderfolgenden Spitzen der diastolischen Impedanz und/oder der systolischen Impedanz erfolgt.
Die Mittel können es außerdem erlauben, nachdem der Wert der Maximalfrequenz angepasst wurde, einen Wert der atrio-ventrikulären Verzögerungen und/oder einen Wert der interventrikulären Verzögerung anzupassen. In diesem Fall umfassen sie vorteilhafterweise, wie vorher, Mittel zur Steuerung einer vorbestimmten Veränderung der atrio-ventrikulären Veränderung der atrio-ventrikulären Verzögerung und/oder der interventrikulären Verzögerung, Mittel um die korrelative Veränderung des Herzminutenvolumens zu bestimmen, und Mittel, um den Wert der atrio-ventrikulären Verzögerung und/oder interventrikulären Verzögerung in Abhängigkeit der Veränderung des so bestimmten Herzminutenvolumens anzupassen. Diese Mittel können insbesondere auf iterative Weise arbeiten, durch Steuerung von aufeinanderfolgenden vorbestimmten Veränderungen der atrio-ventrikulären Verzögerung und/oder der interventrikulären Verzögerung, und durch Bestimmung der korrelativen Veränderung des Herzminutenvolumens bei jeder Iteration.
Es wird nun ein Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen Vorrichtung beschrieben, mit Bezug auf die angefügten Zeichnungen.
Die 1 ist ein Diagramm, welches den Verlauf der intrakardialen Impedanz in Abhängigkeit der Zeit während zweier aufeinanderfolgender Herzzyklen zeigt.
Die 2 veranschaulicht die Charakteristik, welche das Herzminutenvolumen in Abhängigkeit der Stimulationsfrequenz abbildet.
Die 3 ist ein Flussdiagramm, welches die Art und Weise veranschaulicht, mit welcher die Maximalfrequenz erfindungsgemäß so nahe wie möglich auf das Maximum der Charakteristik der 2 justiert wird.
Die vorliegende Erfindung betrifft in allgemeiner Weise einen Herzschrittmacher (oder einen Defibrillator, Kardioverter oder eine Multisite-Vorrichtung), der eventuell über einen Anstrengungssensor (physiologischen Sensor), typischrweise einen Atemminutenvolumensensor, geregelt wird. Das Atemminutenvolumen ist ein Faktor, der für die augenblicklichen Stoffwechselbedürfnisse des Patienten repräsentativ ist, und es wird durch eine Messung der transpulmonalen Bioimpedanz bestimmt, d.h., die zwischen dem Herzen und dem Gehäuse des Stimulators erfolgt, der sich im oberen Brustkorb befindet.
Die Erfindung schlägt im Wesentlichen vor, die maximale Stimulationsfrequenz (im Folgenden F_max) in Abhängigkeit der stattfindenden oder abwesenden Verbesserung des Herzminutenvolumens beim die Vorrichtung tragenden Patienten zu verändern, wobei dieses Minutenvolumen durch eine Messung der intrakardialen Bioimpedanz bestimmt wird.
Die Messung einer intrakardialen Bioimpedanz ist eine an sich bekannte Technik.
So beschreibt die EP-A-1 116 497 (ELA Médical) eine Art und Weise der Durchführung einer dynamischen Messung einer intrakardialen Bioimpedanz, die es erlaubt, die diastolischen und systolischen Volumen zu bestimmen, und so eine Angabe für das Herzminutenvolumen und folglich der Auswurffraktion zu erhalten. Das erhaltene Signal wird verwendet, um die Herzfrequenz und/oder die atrio-ventrikuläre Verzögerung in Richtung der Maximierung des Minutenvolumens zu steuern; es wird ebenfalls vorgeschlagen, diesen Parameter zu verwenden, um die interventrikuläre Verzögerung zu steuern, im Falle einer biventrikulären Stimulation.
Genauer gesagt beschreibt dieses Dokument eine Technik zur Messung der transvalvulären Bioimpedanz (zwischen dem Herzvorhof und der Herzkammer, die sich auf einer selben Seite des Herzens befinden) über eine dreipolare Konfiguration, mit Einspeisung eines Stromimpulses zwischen einem Herzvorhofsitz und einem Herz kammersitz, und Aufnahme einer Differenzspannung zwischen einem Herzvorhofsitz und einem Herzkammersitz, wobei einer der Sitze der Einspeisung und der Aufnahme gemein ist, und einem eigenen Sitz zur Einspeisung und einem eigenen Sitz zur Aufnahme. Der eingespeiste Strom ist ein Strom geringer Amplitude, der nicht ausreicht, um die Herzzellen zu reizen.
Die EP-A-1 138 346 (ELA Médical) beschreibt einen anderen Typ der Bioimpedanzmessung, wobei es sich um eine transseptale Bioimpedanz handelt, d.h. zwischen einem Sitz, der sich auf einer Seite des Herzens befindet, und einem Sitz, der sich auf der anderen Seite des Herzens befindet, mit einer schrägen transseptalen (zwischen einer Herzkammer und dem sich auf der entgegen gesetzten Seite befindlichen Herzvorhof) oder einer interventrikulären transseptalen (zwischen den zwei Herzkammern) Konfiguration.
Diese Technik erlaubt es hier wiederum, einen Wert zu liefern, der für die Auswurffraktion repräsentativ ist, wenn das Signal auch schwächer ist als im Falle der Messung einer transvalvulären Bioimpedanz, und ebenso durch die Eigenimpedanz des Gewebes der Scheidewand (Septum) beeinflusst wird. Im Übrigen korreliert die transseptale, schräge oder interventrikuläre Bioimpedanz mit dem Minutenvolumen der linken Herzhälfte, während die transvalvuläre Bioimpedanz mit dem Minutenvolumen der rechten Herzhälfte korreliert.
In der 1 ist die Veränderung der intrakardialen Impedanz Z, genauer gesagt, einer transvalvulären Impedanz, während zweier aufeinanderfolgender Herzzyklen veranschaulicht. In allgemeiner Weise können zu Zwecken der Erfindung die Messungen der intrakardialen Bioimpedanz durch bipolare, dreipolare, vierpolare oder mehr Messungen erfolgen, gemäß an sich bekannter Techniken, die hier nicht weiter im Detail ausgeführt werden.
Die Impedanzwerte Zd_n-1 Zs_n-1, Zd_n, Zs_n, Zd_n+1, usw., welche den Anfängen der aufeinanderfolgenden systolischen und diastolischen Phasen entsprechen, werden durch die Änderung der Variationsrichtung der Impedanzkurve Z erfasst.
Der Unterschied zwischen der systolischen Impedanz Zs und der diastolischen Impedanz Zd ergibt einen Wert, der mit dem Auswurfvolumen korreliert; da das Gesetz, welches das Volumen mit der intrakardialen Impedanz verbindet, nicht zwangsläufig linear ist, kann eine Kompensation erforderlich sein.
Andere Techniken zur Bestimmung des Auswurfvolumens sind möglich, z. B. durch Integration der Fläche, die zwischen:

– der anfänglichen diastolischen Impedanz Zd_n und der systolischen Impedanz Zs_n eines selben Zyklus (Zyklus n),
– der systolischen Impedanz Zs_n und der abschließenden diastolischen Impedanz Zd_n+1 eines selben Zyklus (Zyklus n),
– den systolischen Impedanzen Zs_n-1 und Zs_n zweier aufeinanderfolgender Zyklen, oder
– den diastolischen Impedanzen Zd_n-1 und Zd_n zweier aufeinanderfolgenden Zyklen

Das so bestimmte Auswurfvolumen kann eventuell über eine vorprogrammierte Anzahl an Herzzyklen gemittelt werden.
Anhand dieses eventuell gemittelten Wertes des Auswurfvolumens ist es möglich, das Herzminutenvolumen zu bestimmen: Minutenvolumen (in Liter pro Minute) = Auswurfvolumen (in Liter) × Herzfrequenz (in cpm)
Die Erfindung schlägt vor, durch Verwendung der so erhaltenen Messungen des Herzminutenvolumens die Stimulationsfrequenz f variieren zu lassen, um so sich so nahe wie möglich an den Hochpunkt der Charakteristik (Kennlinie) Minutenvolumen/Frequenz, die in der 2 veranschaulicht ist, anzunähern, und der Maximalfrequenz F_max den Wert der Frequenz f₀ zu geben, welcher diesem Maximum entspricht, oder einen Wert, der so nahe wie möglich an letzterem liegt.
Der entsprechende Mechanismus ist ein iterativer Mechanismus, der mittels aufeinanderfolgender Näherungen vorgeht, wie er durch das Flussdiagramm der 3 veranschaulicht ist.
Für eine gegebene Stimulationsfrequenz (Schritt 10) erzeugt die Vorrichtung eine Stimulation (Schritt 12) und misst die entsprechenden Veränderungen der intrakardialen Impedanz (Schritt 14). Auf die weiter oben angegebene Weise wird dann das entsprechende Minutenvolumen d_n bestimmt (Schritt 16).
Die Vorrichtung erhöht dann die Stimulationsfrequenz um einen bestimmten Betrag, z. B. x % (Schritt 18). Alternativ, anstatt einer proportionellen Erhöhung, könnte man die Stimulationsfrequenz auch in konstanten Schritten erhöhen.
Der Algorithmus überprüft dann (Schritt 20), dass die so erhöhte Stimulationsfrequenz einen Grenzwert f_lim nicht übersteigt, der vorab durch den praktizierenden Arzt zum Zeitpunkt der Programmierung der Vorrichtung festgelegt wurde, und dies auf uneingeschränkte Weise. In der Tat, da die Maximalfrequenz F_max in regelmäßigen Intervallen erneut berechnet wird, anstatt ein festgelegter Parameter zu sein, ist es wichtig, dass sie keine Werte erreichen kann, die in jedem Fall als exzessiv und gefährlich für den Patienten zu betrachten wären.
Falls diese Grenzfrequenz f_lim erreicht oder überschritten ist, wird der Algorithmus beendet, und man gibt F_max den Wert der Grenzfrequenz f_lim (Schritt 22).
Im entgegen gesetzten Fall erzeugt die Vorrichtung eine Stimulation mit der so um x % erhöhten Frequenz (Schritt 24), misst die entsprechende neue intrakardiale Impedanz (Schritt 26) und bestimmt den neuen Wert des Minutenvolumens (Schritt 28).
Bei 29 prüft die Vorrichtung, dass die Steigerungsrate Δf positiv ist, d.h., dass man sich auf einem ansteigenden Teil der Kurve befindet: falls Δd/Δf positiv ist, bewegt man sich zu einem Maximum hin, während, wenn Δd/Δf Null ist, man sich beim Maximum befindet, und, wenn Δd/Δf negativ ist, dieses Maximum überschritten wurde; um eine Fehlerspanne beizubehalten, wird als Kriterium Δd/Δf größer einer konstanten Schwelle festgelegt.
Anschließend (Schritt 30) bestimmt der Algorithmus, ob für diese Erhöhung der Frequenz um x % sich das Herzminutenvolumen um mindestens y % erhöht hat (wobei x und y programmierbare Werte sind, die vorab definiert werden).
Im positiven Fall bedeutet dies, dass das Paar Frequenz/Minutenvolumen auf einem Punkt der Kennlinie der 2 liegt, der sich auf dem ansteigenden Teil dieser Kennlinie befindet, mit einer noch relativ hohen Steigung, und das folglich dieser Punkt vom Maximum noch genug entfernt ist (dies ist bei den Frequenzen f_n-2 und f_n-1 der 2 der Fall).
Im entgegen gesetzten Fall, d.h., falls sich das Herzminutenvolumen um weniger als y % erhöht, wenn die Stimulationsfrequenz um x % gestiegen ist, geht man davon aus, dass die dem Maximum der Kennlinie entsprechende Frequenz f₀ überschritten wurde, oder dass man sich in einem Bereich befindet, der sehr nahe an diesem Maximum liegt (entspricht dem Fall der Frequenzen f_n und f_n+1 der 2).
Die Iteration wird dann beendet, und die Maximalfrequenz F_max wird auf den Wert der vorletzten Stimulationsfrequenz festgelegt, d.h. die Frequenz, die vor der letzten Erhöhung um x % angewandt wurde (Schritt 32).
Wohlgemerkt, wie es weiter oben angegeben wurde, prüft man bei jeder Iteration, dass die Stimulationsfrequenz in keinem Falle die Grenzfrequenz F_lim übersteigt, die vorab festgelegt wurde, auch wenn das Maximum der Kennlinie nicht erreicht ist.
Nachdem sie den Algorithmus beendet hat, d.h. nach den Schritten 22 oder 32, wird die Vorrichtung erneut die Schritte des Flussdiagramms der 3 ausführen, wenn diverse vorbestimmte Bedingungen verifiziert wurden. Dies kann insbesondere dann vorliegen:

i) wenn ein Anstrengungssensor (AMV-Sensor) oder ein Aktivitätssensor (G-Sensor) eine Situation erfasst, in welcher durch den Patienten eine Anstrengung unternommen wird, oder, abgesehen vom Sensor, wenn der Herzvorhofrhythmus um einen bestimmten Prozentsatz über eine gegebene Schwelle steigt, oder
ii) wenn keine nennenswerte Veränderung des Rhythmus nach Ablauf einer programmierbaren Zeitspanne erfasst wurde, z. B. nach 3 Stunden.

Im Übrigen kann die Erfindung auf die Steuerung eines anderen Parameters als die Maximalfrequenz Anwendung finden, insbesondere der AV-Verzögerung (atrio-ventrikuläre Verzögerung), oder der VV-Verzögerung (interventrikuläre Verzögerung, im Falle einer biventrikulären Stimulation).
Alles was soeben weiter oben bezüglich der Anpassung der Maximalfrequenz der Herzkammerstimulation F_max gesagt wurde, kann als direkt sinngemäß auf die Anpassung einer AV-Verzögerung oder einer VV-Verzögerung (sowohl alternativ als auch zusätzlich zur Anpassung der F_max) übertragen werden.
So muss die Vorrichtung zur Steuerung der VV-Verzögerung in Richtung einer Maximierung des Minutenvolumens ständig nach dem Optimum der Stimulationsfrequenz, der VV-Verzögerung der AV-Verzögerung suchen. Um dies zu tun, wird zuerst die Maximalfrequenz F_max optimiert, sodann die AV-Verzögerung, durch Suche eines Optimums mittels aufeinanderfolgender Näherungen, gemäß der weiter oben erläuterten Technik; schließlich wird nach dem Optimum der VV-Verzögerung gesucht (wobei die Reihenfolge dieser Operationen verändert werden kann). Die Suche nach dem Optimum erfolgt durch Verringerung oder Erhöhung des Wertes, um so die optimale Änderungsrichtung zu bestimmen, und sodann durch Verfeinerung des Wertes; jedes Mal, wenn die Frequenz oder das Minutenvolumen sich ändern, wird eine neue Optimierung gestartet.

Claims

Aktive implantierbare medizinische Vorrichtung, insbesondere Herzschrittmacher, Defibrillator, Kardioverter und/oder Multisite-Vorrichtung, mit: – Mitteln zur Abgabe von Stimulationsimpulsen an wenigstens einen Herzraumsitz, – Mitteln zur Steuerung des Rhythmus der Abgabe der Stimulationsimpulse, – Mitteln zur Begrenzung des Rhythmus der Abgabe der Stimulationsimpulse auf eine Maximalfrequenz (F_max), – Mitteln zur Messung einer intrakardialen Bioimpedanz (Z), und – Mitteln zur Anpassung der Maximalfrequenz, um den Wert der Maximalfrequenz (F_max) in Abhängigkeit der gemessenen intrakardialen Bioimpedanz (Z) zu verändern, Vorrichtung, die dadurch gekennzeichnet ist, dass die Mittel zur Anpassung folgendes umfassen: – Mittel, um anhand des durch die Mittel zur Messung der intrakardialen Bioimpedanz (Z) gelieferten Signals einen für das Herzminutenvolumen repräsentativen Parameter zu bestimmen, – Mittel zur Steuerung einer vorbestimmten Veränderung (x %) der Abgabefrequenz (f) der Stimulationsimpulse, – Mittel zur Bestimmung der korrelativen Veränderung (y %) des Herzminutenvolumens, und – Mittel zur Anpassung des Wertes der Maximalfrequenz (F_max) in Abhängigkeit der Veränderung des so bestimmten Herzminutenvolumens.
Vorrichtung nach Anspruch 1, bei welcher die Mittel zur Anpassung Mittel sind, die auf iterative Weise arbeiten, welche geeignet sind, aufeinander folgende vorbestimmte Veränderungen der Stimulationsfrequenz zu steuern, und bei jeder Iteration die korrelative Veränderung des Herzminutenvolumens zu bestimmen.
Vorrichtung nach Anspruch 2, bei welcher die Mittel zur Anpassung geeignet sind, die Iteration zu beenden, wenn bei aufeinander folgenden Inkrementierungen der Stimulationsfrequenz die korrelative Veränderung des Herzminutenvolumens geringer als eine Schwelle wird.
Vorrichtung nach Anspruch 3, bei welcher die Schwelle eine gegebene festgelegte Schwelle ist.
Vorrichtung nach Anspruch 4, bei welcher die Schwelle ein gegebener Prozentsatz (y %) der Erhöhung des Herzminutenvolumens ist, bezogen auf einen gegebenen Prozentsatz (x %) der Erhöhung der Stimulationsfrequenz.
Vorrichtung nach Anspruch 3, bei welcher die Schwelle eine veränderbare Schwelle ist, die dynamisch in Abhängigkeit der Herzfrequenz oder des Herzminutenvolumens angepasst wird.
Vorrichtung nach Anspruch 3, bei welcher die Mittel zur Anpassung geeignet sind, nachdem sie die Iteration beendet haben, den Wert der Maximalfrequenz (F_max) an den Wert der Stimulationsfrequenz anzupassen, die bei der vorletzten Iteration angewandt wurde.
Vorrichtung nach Anspruch 2, bei welcher die Mittel zur Anpassung geeignet sind, die Iteration zu beenden, falls die Inkrementierung der Stimulationsfrequenz dazu führt, dass diese einen vorbestimmten Grenzwert überschreitet.
Vorrichtung nach Anspruch 1, bei welcher die Mittel zur Bestimmung eines für das Herzminutenvolumen repräsentativen Parameters Mittel sind, die aufgrund von Spitzenwerten der diastolischen Impedanz (Zd) und der systolischen Impedanz (Zs) arbeiten, welche durch die Mittel zur Messung der intrakardialen Bioimpedanz bestimmt werden.
Vorrichtung nach Anspruch 1, bei welcher Mittel zur Bestimmung eines für das Herzminutenvolumen repräsentativen Parameters Mittel sind, die durch Integration des Messsignals der intrakardialen Bioimpedanz arbeiten, wobei diese Integration zwischen aufeinander folgenden Spitzen der diastolischen Impedanz (Zd) und/oder der systolischen Impedanz (Zs) erfolgt.
Vorrichtung nach Anspruch 1, bei welcher die Mittel zur Anpassung Mittel sind, die geeignet sind, nachdem der Wert der Maximalfrequenz angepasst wurde, außerdem einen Wert der atrio-ventrikulären Verzögerung und/oder einen Wert der interventrikulären Verzögerung anzupassen.
Vorrichtung nach Anspruch 11, bei welcher die Mittel zur Anpassung Mittel zur Steuerung einer vorbestimmten Veränderung der atrio-ventrikulären Verzögerung und/oder der interventrikulären Verzögerung umfassen, Mittel, um die korrelative Veränderung des Herzminutenvolumens zu bestimmen, und Mittel, um den Wert der atrio-ventrikulären Verzögerung und/oder der interventrikulären Verzögerung in Abhängigkeit der Veränderung des so bestimmten Herzminutenvolumens anzupassen.
Vorrichtung nach Anspruch 12, bei welcher die Mittel zur Anpassung Mittel sind, die auf iterative Weise arbeiten, welche geeignet sind, aufeinander folgende vorbestimmte Veränderungen der atrio-ventrikulären Verzögerung und/oder der interventrikulären Verzögerung zu steuern, und bei jeder Iteration die korrelative Veränderung des Herzminutenvolumens zu bestimmen.