DE69836558T2

DE69836558T2 - Verfahren und vorrichtung zur bestimmung einer konzentration

Info

Publication number: DE69836558T2
Application number: DE69836558T
Authority: DE
Inventors: Nils HOLMSTRÖM
Original assignee: St Jude Medical AB
Current assignee: St Jude Medical AB
Priority date: 1997-10-29
Filing date: 1998-10-20
Publication date: 2007-06-21
Anticipated expiration: 2018-10-21
Also published as: DE69836558D1; EP1027597B1; US6321101B1; WO1999022230A1; EP1027597A1; SE9703958D0

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur elektrochemischen Bestimmung der Konzentration von wenigstens einer, in einem flüssigen Medium gelösten chemischen Einheit (Entität), mittels einer Arbeitselektrode und einer Gegenelektrode, auf eine Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens und ein aktives Implantat, enthaltend eine solche Vorrichtung, sowie die Verwendung eines solchen Verfahrens in einem aktiven Implantat, wie einem Schrittmacher oder dergleichen.
In der Beschreibung sollen die folgenden Ausdrücke die folgende Bedeutung haben:
Messpotential: Das während der Messung angelegte Potential, bezogen auf ein Bezugspotential, in der Beschreibung E genannt, entsprechend einer
Messspannung, benutzt in Algorithmen, die Teil der vorliegenden Erfindung sind, in der Beschreibung als U bezeichnet.
Schwebepotential: Das auf ein Bezugspotential bezogene Potential, das eine Elektrode einnimmt, wenn sie in einen Elektrolyten gebracht wird, und kein über einen äußeren Schaltungskreis fließender, das heißt, durch den Elektrolyten fließender Strom zugelassen wird, in der Beschreibung mit E₀ gezeichnet.
Chemische Einheit: Eine chemische Einheit ist für den Zweck dieser Anmeldung entweder als ein Gas oder eine chemische Substanz oder Verbindung definiert, die in einem flüssigen Medium gelöst ist.
Solche Einheiten können einer Analyse durch elektrolytische Reduktions-/Oxidationsreaktionen unterworfen werden und das entsprechende Reduktions-/Oxidationspotential oder vielmehr der durch die genannten Potentiale hervorgerufenen elektrischen Strom zur Charakterisierung der reduzierten-/oxidierten Menge und Substanz.
Arbeitselektrode: Betrifft hier und nachfolgend die Elektrode an deren Oberfläche die Reduktion der chemischen Einheit stattfindet, beispielsweise kann die Arbeitselektrode als Sauerstoffsensor benutzt werden.
Sensorrate: Eine berechnete Ratenerhöhung, die zu einer Grundschrittmacherfrequenz zu addieren ist, wenn der Sensor in einem aktiven Implantat benutzt wird. Der Sensor hier und nachfol gend ist ein Sauerstoffsensor, der eine Arbeitselektrode und eine Gegenelektrode enthält und wahlweise eine Bezugselektrode.
Eine chemische Einheit (Entität) wird für den Zweck dieser Anmeldung definiert, entweder als ein Gas, als eine chemische Verbindung oder eine Substanz, die in einem flüssigen Medium gelöst ist, wobei die Einheiten unter dem Einfluss eines zwischen den Elektroden angelegten elektrischen Potentials zu reduzieren oder zu oxidieren sind.
Solche Einheiten können durch elektrolytische Reduktions-/Oxidations-Reaktionen und das entsprechende Reduktions-/Oxidationspotential oder vielmehr dem evozierten elektrischen Strom, zur Charakterisierung der reduzierten-/oxidierten Menge und Substanz, einer Analyse unterworfen werden.
In der modernen Medizin werden zunehmend implantierbare Herzschrittmacher zur Therapie einer Herzarrhythmie eingesetzt. Es ist eine bekannte Tatsache, dass physische Anforderungen an den Körper einen, an den Grad der physischen Aktivität des Körpers angepassten Stoffsauerstoffpegel erforderlich machen, der dem Körper zuzuführen ist. So erniedrigt die Körperaktivität die venöse Sauerstoffkonzentration als Funktion des Grades der Aktivität. Die Sauerstoffkonzentration im Blut und die Änderungen in der Konzentration können als Indikator für eine Änderung in der Stimulationsimpulsrate benutzt werden, um die Rate (Frequenz) der durch den Schrittmacher ausgegebenen Stimulationsimpulse zu regeln, siehe Pace, Band 17, Seiten 1939–1943, Johan Carlsten et al.
Es soll bemerkt werden, dass Sauerstoff im Blut in einem Gleichgewicht existiert. Der größere Teil des Sauerstoffs ist an die Hämoglobinmoleküle angelagert, während ein Teil im Blutplasma gelöst und somit durch das Gefäßsystem einschließlich des Herzens transportiert wird. Die sich mit dem Hämoglobin verbindende Sauerstoffmenge ist vom Sauerstoffpartialdruck abhängig, Messungen von beiden ergeben eine Anzeige hinsichtlich der vorhandenen Sauerstoffmenge. Es gibt auch andere Faktoren, die die Fähigkeit des Hämoglobins steuern, sich mit dem Sauerstoff zu verbinden, wie die Temperatur und die pH-Größe.
Die Stauerstoffsättigung des Blutes, die ein Maß für die durch das Hämoglobin gebundene Sauerstoffmenge ist, kann durch verschiedene Verfahren, beispielsweise die Transmissionsfotomet rie und die Reflexionsfotometrie im venösen Blut oder indirekt durch elektrochemische Verfahren, siehe oben, gemessen werden.
Die fotometrischen Messungen zeigen keine lineare Abhängigkeit von der Sauerstoffsättigung und die Messwerte müssen auf verschiedene Weise kompensiert werden, was bei elektrochemischen Verfahren zur Messung des Sauerstoffpartialdrucks nicht der Fall ist. In diesen letztgenannten Verfahren liegt eine lineare Abhängigkeit bei den Messungen des Messstroms/der Messspannung als Funktion des Sauerstoffpartialdrucks vor.
Die Messungen unter Verwendung elektrochemischer Verfahren machen Gebrauch von der Tatsache, dass die im Blut gelösten Sauerstoffmoleküle auf der Oberfläche der Arbeitselektrode chemisch reduziert werden, wenn das Potential während eines Messimpulses gezwungen wird, relativ zu einer Bezugselektrode bzw. einem Bezugspotential ein negatives Potential (etwa 1 Volt) anzunehmen. Es wird nachfolgend angenommen, dass die Gegenelektrode CE, wenigstens teilweise eine Oberfläche aufweist, die aus Kohlenstoff hergestellt ist. Im Reduktionsprozess werden Hydroxidionen erzeugt und die Menge dieser Ionen ist von der Konzentration des gelösten Sauerstoffes, entsprechend der folgenden Reaktionen abhängig: An der Arbeitselektrode 2H₂O + O₂ + 4e^– => 4OH^– An der Gegenelektrode 4OH^– + C => CO₂ + 2H₂O + 4e^–
Die obigen Gleichungen stellen ein vereinfachtes Bild des in der Flüssigkeit (in den Elektrolyten) ablaufenden Prozesses dar, sind aber für die Zwecke dieser Beschreibung ausreichend.
Der während der Messimpulse durch das flüssige Medium zu der Arbeitselektrode WE fließende elektrische Strom wird durch die Hydroxidionen getragen. Dieser Strom, der Sauerstoffstrom (I_pO2) genannt wird, ist proportional zur Menge der auf der WE-Oberfläche gebildeten Hydroxidionen. Während des Messimpulses wird der, die Gegenelektrode CE bedeckende Kohlenstoff zu winzigen Mengen an Kohlendioxid (CO₂) oxidiert, dass durch den Blutstrom entfernt wird.
Die US-A-4 701 253 bezieht sich auf eine Messvorrichtung auf der Grundlage eines ISFET und ein Verfahren zum Korrigieren der Drift, bei dem die Messvorrichtung einen, als chemisch selektiven Ionensensor verwendeten ISFET enthält, eine benachbart zu dem ISFET positionierte Referenzelektrode, einen mit dem ISFET gekoppelten Verstärker und eine Steuer/Korrektur-Schaltung, die mit dem ISFET, der Referenzelektrode und dem Verstärker verbunden ist. Die Steuer/Korrektur-Schaltung ist betreibbar um einen Drain-Source-Strom des ISFET auf einem konstanten Wert zu halten und Drift-Wirkungen des ISFET auf der Grundlage einer logarithmischen Gleichung zu korrigieren.
Patent Dokumente, die verschiedene Aspekte von Lehren über elektrochemische Messungen beschreiben, sind beispielsweise US, 4 602 637 , US 4 611 604 , US, 4 779 618 und US, 4 853 091 .
Ein Faktor, der diese Messungen beeinflusst, ist die Drift der Referenzelektrode RE.
Eine von mehreren stabilen Referenzelektroden, die benutzt werden können, ist die Ag/AgCl-Elektrode. Für eine zu implantierende Referenzelektrode ist jedoch die biologische Verträglichkeit der Referenzelektrode wesentlich. Andere Arten von Referenzelektroden mit besserer Verträglichkeit sind nicht so stabil wie die AG/AgCL-Elektrode. Die Ag/AgCl-Elektrode muss also, wegen des obigen Grundes, beispielsweise durch eine Membrane geschützt werden, wenn sie in vivo benutzt wird.
Während des Testens von Elektroden wurde beobachtet, dass der gemessene Sauerstoffstrom (der von der der Arbeitselektrode aufgedrückten Spannung abhängige Strom) mit der Zeit zunimmt oder abnimmt.
Es ist deshalb ein grundsätzliches Ziel der vorliegenden Erfindung die Sicherheit bei den Messungen zu verbessern und die Unsicherheiten, die von der möglichen Drift über der Zeit des Potentials der beim Stand der Technik benutzten Referenzelektroden herrühren zu eliminieren.
Es ist auch ein Ziel der vorliegenden Erfindung die Empfindlichkeit der Sauerstoff/Arbeits-Elektrode durch Vermindern des Einflusses der Drift der Referenzelektrode zu verbessern, indem es ermöglicht wird, die Messungen ohne eine Referenzelektrode durchzuführen.
Ein weiteres Ziel ist die Möglichkeit, einen Messstrom zu benutzen, der im bevorzugtesten Bereich für die Sauerstoffreaktion an der Arbeitselektrode liegt, das heißt, dort wo die Empfindlichkeit der Messungen optimal wird.
Ein weiteres Ziel ist es, die für die Messimpulse benutzte Energiemenge so weit wie möglich zu reduzieren und dennoch sicherzustellen, dass ein relevanter Wert erhalten wird.
Gemäß der Erfindung werden diese Ziele durch die Erfindung, wie sie in den unabhängigen Ansprüchen beansprucht ist, erreicht. Bevorzugte Ausführungsformen sind in den abhängigen Ansprüchen angegeben.
Es ist somit gemäß einer Ausführungsform der Erfindung festgestellt worden, dass eine Möglichkeit besteht, die Bezugselektrode auszuschließen, das heißt die Messungen können unter Verwendung eines Minimums von nur zwei anstelle von drei Elektroden durchgeführt werden.
Bevorzugte Ausführungsformen des Verfahrens und der Vorrichtung zur Verwendung in dem Verfahren werden anhand der Figuren in den beigefügten Zeichnungen beschrieben; und weitere Ziele Merkmale und Vorteile werden aus der detaillierten Beschreibung und den beigefügten Ansprüchen ersichtlich.
1 ist eine verallgemeinerte Zeichnung eines Implantates, bei dem die Erfindung benutzt wird.
2 zeigt einen Doppelschritt-Messimpuls und den resultierenden Strom bei einer bevorzugten Ausführungsform.
3 zeigt die Komponenten eines Testsystems zum Erläutern der Messungen.
4 zeigt ein Doppelpotentialschritt-Voltammogram.
5 ist ein Diagramm, das sich auf das Messpotential U und das Potential U_min bezieht, welches dass Potential von WE bei Ruhe/oder dem höchsten Sauerstoffdruck repräsentiert und welches bei dem erfindungsgemäßen Verfahren ein aus den Messungen berechneter Wert ist.
6 ist ein Flussdiagramm über eine mögliche Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens.
7 ist ein Flussdiagramm über eine weitere Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens.
8a–d sind Diagramme, die Abgleichschleifen in dem Verfahren, das in dem Flussdiagramm in 7 gezeigt ist, darstellen,.
9 ist ein Schaltungsdiagramm einer ersten Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Vorrichtung.
10 zeigt die Schaltungsdiagramme für zwei Arten von Messimpulsen über einer Zeitskala und die erhaltenen Potentiale an drei Stellen in der erfindungsgemäßen Vorrichtung.
11: In vivo Messungen – Sensorrate, unter Verwendung des Verfahrens und einer Vorrichtung gemäß der Erfindung.
12 ist ein Schaltungsdiagramm einer zweiten Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Vorrichtung bei der eine Referenzelektrode benutzt wird.
Das in 1 schematisch gezeigte Schrittmachersystem besteht aus einem Schrittmacher, bei dem das Gehäuse 1 oder ein Teil desselben als Gegenelektrode CE des Systems dient und es ist, angebracht an das Gehäuse, eine Elektrodenleitung mit einer Arbeitselektrode WE und einer Stimulations/Sensingelektrode SE gezeigt. Dies ist natürlich der einfachste Aufbau, der nur die notwendigen Komponenten enthält, zum Messen des Sauerstoffdrucks im Blutstrom durch das Herz und zum Bewirken einer Stimulation aus dem Schrittmacher, als Reaktion auf die durch den Sauerstoffsensor gemachten Messungen.
Der Schrittmacher, der von dem erfindungsgemäßen Verfahren Gebrauch macht, ist mit einer Vorrichtung zum Ausführen der Messungen und einer Vorrichtung zum Abfühlen und Stimulieren des Herzens, wie auch einer Steuervorrichtung ausgestattet, zum Steuern der Stimulation (Stimulationsfrequenz), abhängig von der erfolgten Messung und in Übereinstimmung mit den Bedürfnissen des Patienten.
Die Messungen können in Abständen ausgeführt werden und sie können entweder mit der eingestellten Frequenz oder in Reaktion auf verschiedene Eingaben in den Schrittmacher, beispielsweise abgefühlte Signale etc. oder Änderungen in denselben, synchronisiert werden. Dies bedeutet, dass die Messungen nicht in jedem Herzzyklus ausgeführt werden müssen obwohl die mittlere Zeit zwischen den Messungen konstant sein sollte.
Das Verfahren hier ist beschrieben, als würde während des Messimpulses eine einzige Messung des Stromes durchgeführt. Um, insbesondere die Doppelschichtkapazität der Elektrode zu kompensieren, ist es jedoch die übliche Prozedur, wenigstens einen Teil des durch den Messimpuls verursachten Stromes über der Zeit zu integrieren und tatsächlich diesen Wert für die Steuerung des angelegten Messpotentials zu benutzen.
In der bevorzugten, unten beschriebenen Ausführungsform wird eine Doppelpotentialschritt-Technik angewandt. Die im erfindungsgemäßen Verfahren benutzten Algorithmen können jedoch auch auf bei der Einzelpotentialschritt-Technik angewandt werden.
Bei der Doppelpotentialschritt-Technik besteht der Messimpuls aus zwei Phasen, die jeweils etwa 10 ms dauern, einer ersten Phase, in der die angelegte Spannung zwischen der Arbeitselektrode WE und der Gegenelektrode annähernd –1 V ist und einer zweiten Phase, in der die angelegte Spannung im Schritt gleich ist, aber ein entgegengesetztes Vorzeichen hat. Dies ist im oberen Diagramm von 2 dargestellt. Die Potentiale der Gegenelektrode CE und der Arbeitselektrode WE verglichen mit einer fiktive Referenzelektrode sind als auf die fiktive Referenzelektrode bezogen dargestellt. Es soll bemerkt werden, dass bei dieser Ausführungsform keine Referenzelektrode vorhanden ist und die Figur ist so gezeichnet, dass sie die Beziehung zwischen der Spannung an der Gegenelektrode und der Arbeitselektrode in gegenseitiger Beziehung darstellt. Das Referenzpotential hat in diesem Fall keine Konsequenz. Es ist nur wichtig, dass die Potentiale sich so weit unterscheiden, dass an der Arbeitselektrode eine Sauerstoffreaktion erfolgt. Vor und nach dem Messimpuls sind das Potential der Gegenelektrode und das Potential der Arbeitselektrode WE in einem schwebenden Zustand. Die Doppelschichtkapazität der Oberfläche der Gegenelektrode erlangt während des Messimpulses die Potentialerhöhung „ε". Da die Spannung zwischen den beiden Elektroden (WE-CE) konstant gehalten wird, zeigt das Potential der Arbeitselektrode die entsprechende Änderung im Potential. Falls die Fläche der Gegenelektrode CE, verglichen zur Fläche der Arbeitselektrode beispielsweise ein Oberflächenverhältnis von mehr als 100:1 aufweist, ist der Fehler „ε" vernachlässigbar. Der Fehler „ε" resultiert faktisch aus der Aufladung der Gegenelektrode.
In 2, unteres Diagramm, ist der resultierende Strom I aus der Gegenelektrode CE zur Arbeitselektrode WE während des Messimpulses gezeigt. Der erste Teil des Impulses im ersten Schritt zeigt die Auswirkung der Aufladung der Doppelschicht an der Arbeitselektrode und am Ende des Impulses bleibt nur der Stromanteil als Folge des Sauerstoffstromes I_pO2, das heißt des Stromes, der aus der Reduktion von Sauerstoff resultiert. Im zweiten Schritt ist nur die Auswirkung der Doppelschicht vorhanden.
Während der ersten Phase wird in dem Medium (in diesem Fall das Blut im Herzen) vorhandener Sauerstoff auf der Oberfläche der Arbeitelektrode als Folge der angelegten Spannung, die einen Strom hervorruft, reduziert. Die erste Phase und die zweite Phase sollten als zwei Teile des Messzyklus verstanden werden. Zwischen den Zyklen befinden sich die Arbeitselektrode und die Gegenelektrode auf einem schwebenden Potential E_WE-float bzw. E_CE-float.
Das grundsätzliche Merkmal des Verfahrens ist es, einen vorbestimmten Strom I_set einzustellen, der während der Messung erreicht werden soll, da die Qualität der Messung von der Empfindlichkeit der Messungen abhängig ist.
In 3 ist ein Testsystem zum Ausführen der Erfindung dargestellt. Das System enthält einen Personal-Computer, einen Schrittpotentiostat und eine elektrochemische Zelle mit einer Gegenelektrode CE und einer Arbeitselektrode WE.
In 4 zeigt ein Doppelpotentialschritt/Voltammogram das angelegte Sensorpotential WE-CE in mV bei „Ruhe" (als o bezeichnet) bzw. „Arbeit" (mit x bezeichnet) über dem erhaltenen J, das die Stromdichte in A/m2 darstellt. Die Messungen wurden in einer Zelle durchgeführt, die eine Ringer-Lösung einer Temperatur von 37°C enthielt und durch die unter Verwendung einer Arbeitselektrode und einer Gegenelektrode ein Gasgemisch von 6% oder 2% Sauerstoff, 6% Kohlendioxid und Stickstoff sprudeln gelassen wurde. Das Elektrodenmaterial war bei diesem Beispiel pyrolytischer Kohlenstoff mit 10% Silizium (SJM St. Jude Medical Carbon).
Bei diesem Beispiel ist die Spannungsdifferenz bei 6% und 2% O2 (Ruhe und Arbeit) von etwa 6 bis 16 A/m² nahezu konstant, was bedeutet, dass der Strom I_set für die Funktion und die Veränderungen von I_set nicht kritisch ist, dass heißt schnelle Veränderungen des Sauerstoffdruckes gefährden nicht die Messung. Die Schwebespannung der Arbeitselektrode WE und der Gegenelektrode CE kann mit der Zeit langsam variieren. Dies bedeutet, dass die Spannungskurven in 4 nach oben oder nach unten verschoben werden. Die Differenz zwischen den beiden Kurven bei Ruhe und bei Arbeit bleibt bei einem vorgegebenen I_set jedoch dieselbe.
Es kann auch bemerkt werden, dass, wenn der Strom abnimmt, die Sauerstoffempfindlichkeit ebenfalls abnimmt, weil das Reduktionspotential näher an die Grenze kommt, bei der die Reduktion eintritt. Nimmt andererseits der Strom mit der Zeit zu, muss die Messimpulsamplitude reduziert werden, da sonst das Risiko für eine Gewebestimulation deutlich wird. Auch nimmt in diesem Fall die Empfindlichkeit mit zunehmendem Strom ab.
Das erfindungsgemäße Verfahren wird anhand von 5 beschrieben, die ein Diagramm „Spannung über der Zeit" zeigt, wobei U die Spannung ist, die erzeugt wird, um einen konstan ten eingestellten Strom, I_set, bei sämtlichen Sauerstoffkonzentrationen, zu erzielen und U_min eine sich langsam ändernde (berechnete) Bezugsspannung in einem Steuerprogramm ist, wobei U_min als Anfangswert in dem Verfahren benutzten Algorithmus eingestellt und wie nachfolgend erläutert, justiert wird. Die als ΔU bezeichnete Differenz zwischen U und U_min, wird als ein Maß des relativen Sauerstoffdruckes in dem Medium/Blut benutzt.
Falls während der Messung der evozierte Strom I_pO2, welcher der aus der Sauerstoffreduktion resultierende Strom ist, höher als I_set ist, wird die Spannung U, bei der die Messung stattfindet, vor der nächsten pO₂-Messung, inkremental um einen Betrag dU reduziert. Falls der Strom unterhalb I_set liegt, wird in gleicher Weise die Spannung U inkremental um einen Betrag dU erhöht. Da das Messpotential schnell justiert wird, liegt der Messstrom stets nahe bei I_set das heißt der Durchschnittsstrom aus der Gegenelektrode oder dem Gehäuse CE ist konstant. Dies macht das Potential des Gehäuses gegenüber der fiktiven Referenzelektrode zu einer Konstanten oder einem Potential, das mit der Zeit prognostizierbar langsam ansteigt. Dies trifft insbesondere zu, falls das Gehäuse eine Kohlenstoffoberfläche aufweist, die bei anodischer Belastung zu Kohlenoxid oxidiert, welches das physische Aussehen des Gehäuses verändert und somit normalerweise die Messungen beeinflussen würde.
Die während einer Messung zwischen dem Gehäuse und dem Sensor vorhandene Spannung, Messspannung U genannt, verändert sich somit mit Änderungen im Sauerstoffdruck und diese Spannung wird als Messvariable benutzt. Bei niedrigem Sauerstoffdruck muss die Spannung U erhöht und bei hohem Sauerstoffdruck muss die Spannung U verringert werden um den Strom stabil und nahe dem I_set-Wert zu halten.
Der Grund hierfür ist, dass in dem erfindungsgemäßen Verfahren der Strom durch die, anhand von 3 beschriebene Messeinheit durch Steuern der Spannung über den Sauerstoffsensor, beispielsweise die Zelle, welche die Arbeitselektrode und die Gegenelektrode enthält, so weit wie möglich konstant gehalten wird. Wie bei diesem Beispiel beschrieben, ist jedoch die Impedanz durch die Zelle (Messeinheit) in dem Medium/Blut von der Sauerstoffmenge abhängig, die in der Lage ist, an der Arbeitselektrode WE (in einem speziellen Spannungsbereich) zu regieren. Wenn der Sauerstoffdruck niedrig ist (ein Sauerstoffmangel existiert), ist an der WE weniger Sauerstoff verfügbar als wenn der Sauerstoffdruck hoch ist (kein Sauerstoffmangel). Das heißt ein Sauerstoffmangel erfordert eine höhere Spannung U über die Zelle um einen eingestellten I_set zu halten.
U_min entspricht tatsächlich der Spannung, die gemessen wird, wenn die Person, die das Implantat trägt, sich im Ruhezustand befindet, das heißt, wenn der Sauerstoffdruck an seiner Spitze ist. Diese Spannung U_min wird von dem gemessenen Wert U abgezogen und die Differenz wird benutzt, um den gegenwärtigen, relativen Sauerstoffdruck zu berechnen und die geeignete Zunahme in der Stimulationsfrequenz, der Sensorrate.
Wie wir oben beschrieben haben, ändert sich U_min über der Zeit. Ein Grund ist, dass U_min davon abhängt, um wie viel die Doppelschicht der Gegenelektrode CE während verschiedener aufeinander folgender Messimpulse aufgeladen wird. Deshalb muss U_min an diese Variationen angepasst werden, das heißt der Wert von U_min muss um einen Betrag dU_min geändert werden.
Diese Prozedur ist in 5 dargestellt. In 5 ist die Zellenspannung U, das heißt die Messspannung U durch eine ausgezogene Linie angegeben und U_min ist durch eine gestrichelte Linie dargestellt. Bei dem Verfahren wird angenommen, dass die Spannung von U_min langsam zunimmt und damit die Referenzspannung U_min um einen Schritt dU_min, (1mV < dU < 20mV) nach einem Verhältnismäßig langem Zeitintervall (10min < Tg < 24h) erhöht wird. Wenn nach der Zunahme die Differenz ΔU = U – U_min < 0 wird, wird die Messspannung U_min sofort und rechtzeitig für den nächsten Messimpuls um dU_min verringert. Wenn die Differenz ΔU = U – U_min > 0 wird, wird die Messspannung U_min nach einem vorbestimmten Zeitintervall Tg (10min < Tg < 24h) um dU_min vergrößert. Vorzugsweise wird die Abnahme von U_min schneller als die Zunahme von U_min bewirkt. So ist aus der Figur ersichtlich, dass sich gemäß dem Diagramm der „Patient" zu einer Zeit um 18 min im Arbeitszustand und vor und nach dieser Zeitperiode, relativ gesehen, im Ruhezustand befindet. Was tatsächlich in diesem Fall getan wurde; war das Ändern der Konzentrationen im Testsystem nach 3.
Bei dieser Anordnung hat der Wert von ΔU = U – U_min stets einen Wert um Null bei Ruhe. Die Größe des selben Parameters spiegelt den Sauerstoffdruck ohne den Einsatz einer separaten Referenzelektrode wider.
Ein erstes Flussdiagramm, das ein Beispiel dafür zeigt, wie eine erste Ausführungsform der erfindungsgemäßen Messprozedur in einer Vorrichtung zu implementieren ist, ist in 6 dargestellt.
In Block A des Flussdiagramms (6) werden die Anfangswerte für die Prozedur gesetzt. Beispielsweise können die folgenden Werte benutzt werden: der Messstrom I_set wird auf 50 μA, gesetzt, eine Zeitkonstante T wird auf 1,5 sek. gesetzt, die Messspannung U wird auf 800 mV gesetzt, ein inkrementaler Schritt dU wird auf 10 mV gesetzt und U_min auf 800 mV, ein inkrementaler Schritt in dU_min wird auf 15 mV gesetzt und die Anzahl der Zyklen N auf 100. Die gewählten Werte für I_set, U, dU, U_min und dU_min hängen von dem Typ der benutzten Arbeitselektrode ab und werden entsprechend ausgewählt. Bei diesem Beispiel ist die Arbeitselektrode eine Goldelektrode mit einem Oberflächenbereich von annähernd 7,5 mm².
In Block B wird ein Zähler „i" auf „1" gesetzt.
Die Entscheidungsbox C stellt eine Warteschleife dar, die für die Messungen zum Synchronisieren derselben mit irgendeinem Herzereignis, beispielsweise einem atrialen oder ventrikulären Stimulationsimpuls, einer P-Welle oder einem QRS-Komplex, benutzt wird. Die Entscheidungsbox fragt ab, ob das spezielle Ereignis aufgetreten ist. Die Rückführung über die Entscheidungsbox C erfolgt, bis „R oder P?" auf „wahr" gesetzt wird, das heißt, das spezielle Ereignis eingetreten ist.
In Block D wird durch Anlegen des Messpotentials U, abhängig von dem Strom, der aus der Reaktion des Sauerstoffes an der Arbeitselektrode entsteht, die Berechnung des I_pO2, das heißt des Sauerstoffs, durchgeführt.
In der Entscheidungsbox E wird bestimmt, ob I_pO2 – I_set > 0 ist. Falls dies zutrifft, wird die Messspannung in Block F um dU verringert, falls nicht, wird U in Block G um dU erhöht. Vom Block F bzw. G geht die Prozedur weiter zur Entscheidungsbox H, in der bestimmt wird, ob U – U_min < 0 ist. Falls dies zutrifft, wird die Spannung U_min in Block J um einen Betrag dU_min verringert. Die Prozedur setzt sich fort in Block K.
Falls, rückkehrend zur Endscheidungsbox H, die Aussage U – U_min < 0 falsch ist, wird die Prozedur in Block K fortgesetzt.
In Block K wird die Steigerungsrate gemäß der Formel SR = f(U – U_min) berechnet, in der „f" eine Funktion darstellt, die programmierbar sein kann.
Danach läuft in Block L, welcher eine Warteschleife „Timer = T?" repräsentiert, die Abfrage so lange, bis die Zeit für die nächste Messung erreicht, das heißt, bis Timer gleich T ist. Der Timer wird dann auf „0" gesetzt und es wird in der Entscheidungsbox P geprüft, ob „i = N" ist. Falls dies nicht zutrifft, wird „i" auf „i = i + 1" gesetzt und es erfolgt eine Rückführung zur Entscheidungsbox C.
Falls jedoch der Zähler „i" in Block P = N ist, dann wird U_min in Block R auf U_min + dU_min gesetzt und die Rückführung erfolgt zu Block B und der Messzyklus wird wiederholt.
Es können natürlich andere Ausgangswerte eingesetzt werden. Beispielsweise kann U höher gewählt werden und wird sich schnell auf einen Wert justieren, der nahe dem angenäherten Messpegel liegt und den vorbestimmten I_set ergibt. I_set zeigt beispielsweise eine Abhängigkeit von der benutzten Elektrode und deshalb sollte I_set vorzugsweise ein programmierbarer Wert sein.
Eine zweite Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens wird in Verbindung mit den 7 und 8a–d vorgestellt.
Der Wert von dU kann auch separat eingestellt werden, was bedeutet, dass in Block E und in Block G die Werte dU_min und dU_max, wie in der Figur angegeben, eingestellt werden können. Sie können jedoch, wie oben, alle auf den Wert dU gesetzt werden.
Ein zweites Flussdiagramm, das in einer zweiten Ausführungsform zeigt, wie die erfindungsgemäße Messprozedur in einer Vorrichtung zu implementieren ist, ist in 7 dargestellt.
In Block A des Flussdiagramms (7) werden die Ausgangswerte für die Prozedur gesetzt. Beispielsweise können die folgenden Werte benutzt werden: der Messstrom I_set wird auf 50 μA gesetzt, die Anzahl der Iterationen I = 50, J = 150, eine Zeitkonstante t wird auf zwei sek gesetzt, Variabilitätsgrenzen für die Messspannung U_min werden auf 1000 mV und U_max = 1100 mV gesetzt, ein Faktor K1, der den inkrementalen Schritt dU begrenzt, wird auf zwei mV/μA gesetzt, ein Faktor K2, der die höchste Empfindlichkeit der Messung begrenzt, wird auf 20 mV gesetzt und K3, ein Faktor, der die höchste Steigerungsrate begrenzt, wird auf 100 bpm gesetzt.
Der Wert dU kann auch separat gesetzt werden, was bedeutet, dass in Block E und in Block G die Werte als dU_min und dU_max, wie in der Figur angegeben, gesetzt werden können; sie können jedoch auch alle auf den oben angegebenen Wert dU eingestellt werden.
Die Entscheidungsbox B repräsentiert eine Warteschleife, die zum Synchronisieren der Messungen mit irgendeinem Herzereignis, beispielsweise einem atrialen oder ventrikulären Stimulationsimpuls, einer P-Welle oder einem QRS-Komplex für die Messungen benutzt wird. Der Ablauf durch die Schleife über die Entscheidungsbox E erfolgt, bis „R oder P?" auf „wahr" gesetzt wird, d.h. bis das spezielle Ereignis eingetreten ist.
In Block C wird die Messung von I_pO2 durch Anlegen des Messpotentials U, d.h. durch den vom Sauerstoff abhängigen Strom durchgeführt, der aus der Reaktion des Sauerstoffes an der Arbeitselektrode WE entsteht. Ein Wert dU = K1·(I_pO2 – I_set) wird berechnet und die nächste Messspannung wird als U = U – dU berechnet und die Zähler „i" und „j" werden auf „I" gestellt. K1 ist eine Konstante, die so gewählt ist, dass sie annähernd gleich der Ableitung für die in 4 gezeigte Kurve bei I_set ist.
In der Entscheidungsbox D wird geprüft, ob „i" = I, und falls dies zutrifft, geht es weiter zu Block E, in der „i" auf „0" gesetzt wird, U_min auf U_min + dU_min gesetzt wird und U_max auf U_max + dU_max gesetzt wird. Dies repräsentiert eine Verschiebungsadaption, d.h. eine Adaption an die Messspannung U, wie sie in 8a (nachfolgend beschrieben) gezeigt ist. Daraufhin geht es weiter zur Entscheidungsbox F.
Falls in der Entscheidungsbox D „i" nicht gleich „I" ist, dann geht es zur Entscheidungsbox F weiter.
In der Entscheidungsbox F erfolgt die Prüfung, ob j = J, falls dies zutrifft, geht es zu Block G, in dem „j" auf „0" gesetzt wird, U_max auf „U_max – dU_max" gesetzt wird. Dies stellt eine Empfindlichkeitsadaption dar, d.h. ergibt ein engeres Fenster für U. Das Fenster wird durch U_max und U_min begrenzt, wie in 8b (nachfolgend beschrieben) gezeigt. Danach geht es weiter zur Entscheidungbox H.
Falls in der Entscheidungsbox F „j" nicht gleich „J" ist, geht es zur Entscheidungsbox H weiter.
In der Entscheidungsbox H wird überprüft, ob U < U_min ist, und falls dies zutrifft, geht es zu Block K, in dem U_max auf U_max – U_min + U gesetzt wird und U_min auf U gesetzt wird (dies erfolgt, wenn die Messung U unter die Untergrenze des Spannungsfensters, wie es in 8c (später beschrieben) abfällt), danach geht es zur Entscheidungsbox L weiter.
Falls in der Entscheidungsbox H die Messung U nicht unterhalb U_min liegt, dann geht es unmittelbar zur Entscheidungsbox L weiter.
In der Entscheidungsbox L wird geprüft, ob U > U_max ist. Falls dies zutrifft, geht es zu Block M, in dem U_max auf U gesetzt wird (dies erfolgt, wenn die Messung U die Obergrenze des Spannungsfensters überschreitet, wie in 8d (nachfolgend beschrieben) gezeigt ist, danach geht es zur Entscheidungsbox N.
Falls in der Entscheidungsbox L die Messung U nicht oberhalb U_max liegt, dann geht es direkt zur Entscheidungsbox N.
In der Entscheidungsbox N wird geprüft, ob „U_max – U_min < K2" ist, wobei K2 eine anfangs gesetzte Konstante ist. Falls dies zutrifft, wird das Spannungsfenster durch Addieren des Betrags K2 zu U_min in Block O (wie in 8d dargestellt) vergrößert. Von hier aus geht es weiter zu Block P. Falls die Differenz „U_max – U_min" gleich oder größer als K2 ist, dann geht es direkt zu Block P.
In Block P wird eine Steigerungsrate SR (Sensorrate) berechnet, wobei SR = K3·[(U – U_min)/(U_max – U_min)] ist, wobei K3 eine Konstante darstellt, welche die maximale Steigerungsrate begrenzt.
Die Entscheidungsbox Q, die eine Warteschleife darstellt, wird durchlaufen, bis der Timer gleich „T" ist. Dann wird die nächste Messung ausgeführt, d.h. wenn die Rückführung zur Entscheidungsbox B erfolgt.
In 8a–d ist gezeigt, wie der dem Flussdiagramm in 7 zugrunde liegende Ratenalgorithmus arbeitet.
In 8a, die Block E in 7 entspricht, ist gezeigt, wie die minimalen und maximalen Werte für die Messspannung schrittweise auf eine sich ändernde Messspannung U eingestellt werden. U_min, das, wie oben zu der Situation angegeben, wenn sich die, das Implantat tragende Person im Ruhezustand befindet, entspricht einer Basisrate zum Stimulieren, und U_max, das einer maximalen Rate entspricht, folgen aufeinander und der inkrementale Schritt dU_min und dU_max ist der selbe für beide oder es sind verschiedene Werte. Dies ist eine Einstellung für eine Änderung in der Messspannung, die von Änderungen in der elektrochemischen Zelle abhängig ist. Jede schrittweise Änderung tritt auf, wenn „i" gleich „I" ist und die Zeitperiode „t" (Block E in 7) vor der nächsten Änderung „I·T" entspricht.
In 8b ist eine Empfindlichkeitsadaption der Messungen durch eine schrittweise Justierung von U_max dargestellt, die nach einer Zeitperiode „t" ausgeführt wird, welche gleich „J·T" (Block G in 7) ist. Es wird darauf hingewiesen, dass die Konstante K2 in 8b dargestellt ist. Dies ist der Wert, der in Block O in 7 überprüft wird.
In 8c ist gezeigt, dass, wenn die Messspannung U unter das vorhandene U_min fällt, U_min gleich U (Block K in 7) gesetzt wird.
In 8d ist gezeigt, dass, wenn die Messspannung U den Wert U_max überschreitet U_max auf U gesetzt wird.
Eine bevorzugte Ausführungsform zur Durchführung dieser Messungen ist in 9 gezeigt. Das Schaltungsdiagramm in 9 enthält drei Hauptteile. Teil 10 enthält die mit der Gegenelektrode CE verbundene Schaltung. Teil 20, die elektrochemische Zelle, enthält ein flüssiges Medium (den Elektrolyten), die Gegenelektrode CE und die Arbeitselektrode WE. Teil 30 enthält die mit der Arbeitselektrode WE verbundene Schaltung. Dieser Teil enthält auch einen Stromverstärker und eine Integrationsschaltung. Solche Vorrichtungen, wie Verstärker und Integrationsschaltungen sind auf dem betreffenden Gebiet bekannt und werden hier nicht näher beschrieben. Die Vorrichtung enthält darüber hinaus eine Steuereinheit 40.
Teil 10 besitzt eine Spannungsquelle VS, deren positiver Anschluss mit einem Schalter S1 verbunden ist. Der negative Anschluss der Spannungsquelle VS ist mit einer gemeinsamen Erde verbunden. Ein Kondensator C1 und ein Schalter S2 sind in Reihe geschaltet und liegen parallel zu der Spannungsquelle VS und dem Schalter S1. Der Kondensator C1 ist an einer Seite mit der gemeinsamen Erde verbunden.
Der nicht invertierende Eingang des Operationsverstärkers E1 ist mit einem Punkt zwischen den Schaltern S1 und S2 verbunden. Der invertierende Eingang des selben Verstärkers E1 ist an den nicht invertierenden Eingang eines Spannungsfolgers E2 angeschlossen. Der Ausgang des Operationsverstärkers E1 ist über einen Schalter S4 mit der Gegenelektrode CE und den invertierenden Eingang E1 verbunden. Der Ausgang des Spannungsfolgers E2 ist über einen Schalter S3 mit einem Punkt zwischen dem Schalter S2 und dem Kondensator C1 und mit dem invertierenden Eingang von E2 verbunden.
Teil 20 enthält die Elektroden und das Medium, in dem die Messungen stattfinden.
Die Arbeitselektrode WE ist mit dem invertierenden Eingang eines Operationsverstärkers E3 im Schaltungsteil 30 verbunden. Der nicht invertierende Eingang des selben ist mit der gemeinsamen Erde verbunden. Parallel zum Ausgang von E3 und dem invertierenden Eingang des selben ist ein Widerstand R1 von 10 kΩ angeordnet. Ein Schalter S5 ist zum Widerstand R2 (100 kΩ) in Reihe geschaltet, der an den invertierenden Eingang von E4 angeschlossen ist. In der negativen Rückkopplungsschleife von E4 sind der Kondensator C2 und der Schalter S6 parallel zueinander geschaltet.
Die Abtast- und Halteschaltung enthält den zuletzt erwähnten Operationsverstärker E4, dessen invertierender Eingang mit R2, einem Schalter S6 und einem Kondensator C2 und dessen nicht invertierender Eingang mit der gemeinsamen Erde verbunden ist.
Die Steuereinheit 40 enthält unter anderem einen Mikroprozessor, einen ROM, in den ein die Erfindung implementierendes Programm, beispielsweise in Form der in Verbindung mit den 5 und 5a als Beispiele gezeigten Prozesse, gespeichert werden kann, ein RAM, zum Speichern und Berechnen von Daten aus den Messungen und den durchgeführten Rechnungen, eine Eingabevorrichtung, wie eine programmierbare Einheit, die in Verbindung mit einem Programmiergerät zu benutzen ist (das Programmiergerät ist eine separate Vorrichtung, die zur Kommunikation mit dem aktiven Implantat benutzt wird), um Ausgangswerte für den durch das Programm auszuführenden Algorithmus zu setzen, Eingangskanäle zum Liefern von Messdaten an den Mikroprozessor und A/D-Umsetzer zum Umwandeln analoger, in dem Prozess gemessene Werte, um als Eingangsdaten für das gespeicherte Programm zu dienen, Ausgangskanäle aus dem Mikrocomputer zum Senden von Steuersignalen zur Steuerung der Messungen und zu den verschiedenen Schaltern, um diese während der verschiedenen Messarten zu öffnen und zu schließen.
Wenn die Vorrichtung in einem Schrittmacher als ein Teil desselben implementiert ist, kann die programmierbare Einheit in die Steuereinheit zum Steuern des Schrittmachers integriert sein. Es können auch Datenkanäle für den Transfer von Daten, wie einer P-Welle etc., Indikationen etc. vorgesehen werden um diese beispielsweise in dem beschriebenen Ratenalgorithmus zu benützen.
Das Schaltdiagramm in 10 zeigt zwei Varianten von Betriebsarten für einen Messzyklus der Vorrichtung und das am Ausgang von E2, E3 und E4 resultierende Potential, das mit U(A), U(B) bzw. U(C) bezeichnet ist. In 10 (Typ 1) wird der resultierende Strom über die gesamte Impulslänge integriert, d.h. die zwei Hälften des Impulses und in 10 (Typ 2) wird annähernd die letzte Hälfte jedes der zwei Impulskomponenten integriert, wodurch interferierende Effekte aus einer möglichen restlichen Doppelkapazität vermieden werden. Dies wird dadurch erreicht, dass der Schalter S5 für einen Teil oder während der gesamten Messperiode geschlossen wird.
In den Diagrammen ist das Potential in jedem Augenblick gezeigt. Der erhaltene Sauerstoffstrom ist jedoch proportional zu dem Potential und kann deshalb über die Zeit integriert werden, um die Ergebnisse in Form einer elektrischen Ladungsmenge zu erhalten.
C1 wird zum Speichern des schwebenden Potentials vor dem Messimpuls benutzt.
Soweit es die Einstellung der Schalter betrifft, gibt es vier Moden. 1 bezeichnet, dass der Schalter geschlossen ist und 0, dass er geöffnet ist.
Die Spannungsquelle VS in 9 erzeugt das gewünschte Messpotential. Der Wert VS kann durch einen Digital-Analog-Umsetzer (DAC) variiert werden, der durch eine Steuereinrichtung eines implantierbaren Impulsgenerators gesteuert wird.
Um einen Doppelspannungsschritt-Impuls zu erzeugen, wird die Spannung der Gegenelektrode unmittelbar vor dem Impuls (Modus II) im Kondensator C1 gespeichert. Wenn der Spannungsfolger E2, der C1 auf die schwebende Spannung von CE auflädt, durch den Schalter S3 abgetrennt wird, bleibt die Spannung an C1 bestehen. Im Modus 3 ist der positive Eingang von E1 mit der Spannungsquelle VS und in Modus 4 ist er mit dem Kondensator C1 verbunden. Diese zwei Spannungen werden sequentiell zwischen der Gegenelektrode und der Arbeitselektrode angelegt. Die Schalter S1, S2, S3 und S4 in Teil 10 werden gleichermaßen für beide Integrationsvarianten, die in 6a bzw. 6b dargestellt sind, geschaltet. Diese Schalter erzeugen den Doppelpotentialschritt-Impuls an der Gegenelektrode. Wenn S4 geschlossen wird, ist E1 in der Lage seinen Ausgang so zu steuern, dass die Eingänge von E1 gleich werden. Dies wird erreicht, wenn die Gegenelektrode CE die selbe Spannung aufweist, wie die Spannungsquelle VS. Wenn S4 geöffnet ist, fließt durch die elektrochemische Zelle kein Strom. Die Spannung der Arbeitselektrode WE in diesem System ist stets gleich der gemeinsamen Erde. Dies ist ein Ergebnis des Stromverstärkers E3, der infolge U(B) = R1·I eine zum Messstrom proportionale Ausgangsspannung liefert.
Während Modus 2 wird, unmittelbar vor dem Messimpuls, der integrierende Kondensator C2 durch den Schalter 6 vorübergehend kurzgeschlossen und somit C2 zurückgesetzt. Dann lädt während Modus 3 der durch R2 fließende Strom, d.h. I·R1/R2 den Kondensator C2 auf die Spannung gemäß nachfolgender Gleichung (I) auf. Der Strom fließt nur, wenn der Schalter S5 geschlossen ist. Für die Typ 1 Integration ist S5 während des gesamten Doppelimpulses geschlossen, für Typ 2 ist S5 nur während des Endes von Modus 3 und Modus 4 geschlossen. Nach dem Messimpuls wird die Spannung, d.h. der integrierte Strom am Ausgang von E4 bis zum nächsten Impuls (Modus 1) gehalten.
Diese Spannung U(p_O2) wird zur Steuereinheit als ein Maß von Ip_O2 zurückgeführt, Ip_O2 wird dann bestimmt und mit dem eingestellten Strom I_set verglichen.
In 11 sind die Ergebnisse von in vivo Messungen unter Verwendung des Verfahrens und des Algorithmus und einer Vorrichtung gemäß dieser Erfindung dargestellt. Die Messungen wurden mit einem Schrittmacher durchgeführt, der eine Goldelektrode besaß und eine Kohlenstoffelektrode als Gegenelektrode, das Tier war narkotisiert und die Gase im Blut wurden in regulären Intervallen überprüft. Die normalen Proportionen der Atemgase waren 50% O₂ und N_2O. Die Differenzen im Sauerstoffgehalt im Blut wurden dadurch erreicht, dass man die Atemgase für kurze Zeitperioden nur aus N_2O bestehen ließ und so einen vorübergehenden Sauerstoffabfall im Blut, der einer Übung oder dergleichen entspricht, nachahmte.
Im oberen Teil des Diagramms sind zwei Kurven über einer Zeitskala dargestellt. Die mit SvO2 bezeichnete Kurve steht für Sauerstoffmessungen im venösen Blut und die andere, mit U_cell – 740 mV(E_cell – 740 mV) bezeichnete Kurve, zeigt die Zellenspannung zwischen der Arbeitselektrode – Gegenelektrode bei einem eingestellten Strom I_set von 70 μA, entsprechend den Sauerstoffmessungen. Es ist ersichtlich, dass ein hoher Sauerstoffmesswert einer niedrigen Spannung entspricht und wenn der Sauerstoffmesswert abfällt, die Spannung ansteigt.
Unten ist eine entsprechende Kurve dargestellt, bei der die Sensorrate die aus den Messungen resultiert, gezeigt ist. Die Übereinstimmung zwischen einem niedrigen Sauerstoffgehalt im venösen Blut und einer Vergrößerung der Sensorrate ist klar ersichtlich. Zu einer Zeit t~7 kann erkannt werden, dass die Sensorrate durch den Algorithmus so gesteuert worden ist, dass die Sensorrate, durch den oben in Verbindung mit 8d beschriebenen Mechanismus, momentan erniedrigt wird.
Dies kann natürlich auf andere Weise, beispielsweise durch Einstellen einer maximalen Sensorrate im Schrittmacher selbst, erreicht werden.
Der bei den erfindungsgemäßen Verfahren benutzte Algorithmus kann natürlich auch zusammen mit einer Referenzelektrode benutzt werden. In einem solchen Fall wird das Potential des ersten Schrittes an der Arbeitselektrode WE auf eine Referenzelektrode und unabhängig vom Verhalten der Gegenelektrode CE bezogen. Das Potential der Arbeitselektrode WE wird so justiert, dass das gemessene I so nahe wie möglich bei I_set liegt.
Eine entsprechende Vorrichtung ist in 12 dargestellt, die eine Referenzelektrode RE zeigt. Alle übrigen Elektroden und die Schaltung sind gleich, mit der Ausnahme, dass die Verbindung zwischen der Arbeitselektrode CE und dem invertierenden Eingang des Operationsverstärkers E1 bzw. dem nicht invertierenden Eingang des Operationsverstärkers E2 nicht mehr existiert. Stattdessen ist eine Referenzelektrode RE mit dem invertierenden Eingang des Operationsverstärkers E1 bzw. dem nicht invertierenden Eingang des Operationsverstärkers E2 verbunden.
Es sei bemerkt, dass, wenn die Vorrichtung und das Verfahren gemäß der Erfindung in einem implantierten Schrittmacher eingesetzt werden, U_min vorzugsweise so gewählt wird, dass es gleich U_rest ist, das heißt dem Wert, den eine Peson im Ruhezustand aufweisen würde. Vorzugsweise wird zugelassen, dass dieser Wert für eine Zeitperiode unmittelbar nach der Implantation eingestellt bleibt und danach wird die Einstellung auf die Stimulationsfrequenz unter Verwendung der SR Funktion (die Ratenadaption die gemäß der Erfindung vorgesehen ist und in dem gezeigten Algorithmus als Beispiel angegeben ist) durchgeführt.
Die Erfindung ist in Verbindung mit dem Prozess des Abfühlens von Sauerstoffmessungen im Blut beschrieben. Dem Verfahren und der Vorrichtung liegt jedoch ein allgemeines Prinzip zugrunde, welches die Verwendung von nur zwei Elektroden bei diesem Typ von Messungen betrifft, was bedeutet, dass die Erfindung, wie sie beschrieben ist, sich allgemein auf diese Art von Messungen bezieht. Wie betont wurde, besteht die Möglichkeit eine Referenzelektrode zu benutzen, wie dies in Verbindung mit 12 gezeigt ist.

Claims

Verfahren zur elektrochemischen Bestimmung der Konzentration von wenigstens einer in einem flüssigen Medium gelösten chemischen Einheit, mittels einer Arbeitselektrode WE und einer Gegenelektrode CE, durch Anlegen einer Messspannung U an die Arbeitselektrode WE, relativ zur Gegenelektrode CE, wobei die genannte gelöste chemische Einheit durch Oxidation oder Reduktion an der Arbeitselektrode reagiert, die genannte Reaktion in einem evozierten Messstrom resultiert, und das genannte Verfahren die Schritte enthält: Vergleich des genannten evozierten Messstromes I_pO2 mit einem vorbestimmten Wert I_set, Einstellung der Messspannung U durch einen Betrag (dU) der Art, dass der Messstrom I_pO2 im Wesentlichen gleich I_set ist, so dass I_pO2 während der genannten Messungen einen im Wesentlichen konstanten Wert aufweist, Bilden der Differenz ΔU = U – U_min, die einer Oxidations/Reduktions-Reaktion an der Arbeitselektrode entspricht, Verwenden der genannten Differenz ΔU = U – U_min, um die Konzentrationsänderungen des Betrages der genannten chemischen Einheit in der genannten Flüssigkeit zu berechnen, wobei U_min eine berechnete Bezugsspannung ist.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das genannte U_min abhängig von der Messspannung U in Inkrementen dU_min so eingestellt wird, dass, falls U – dU_min < 0, die Größe U_min um den genannten Betrag dU_min vermindert und dass nach einer vorbestimmten Anzahl von Zyklen U_min um einen Betrag dU_min vergrößert wird.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass dU als Funktion von I_pO2-I_set berechnet wird, das genannte dU zum Vergrößern der genannten Messspannung U benutzt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das flüssige Medium Blut in einem lebenden Gewebe und die chemische Einheit Sauerstoff ist.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass eine Frequenzeinstellung SR für ein stimuliertes Herz unter Verwendung der Formel SR = f(U – U_min) berechnet wird, wobei „f" eine Funktion ist.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass eine Frequenzeinstellung SR für ein stimuliertes Herz unter Verwendung der Formel SR = K3[(U – U_min)/(U_max – U_min)] berechnet wird, wobei K3 eine Funktion ist, die die Vergrößerung steuert, U_min ein einstellbarer Wert kleiner als U und U_max ein einstellbarer Wert größer als U ist, wobei die Einstellung abhängt vom Wert U relativ zu U_min bzw. U_max.
Vorrichtung zur elektrochemischen Bestimmung der Konzentration wenigstens einer gelösten chemischen Einheit in einem flüssigen Medium mittels einer Arbeitselektrode WE und einer Gegenelektrode CE, durch Anlegen einer Messspannung U an die Arbeitselektrode WE relativ zur Gegenelektrode CE, wobei die genannte gelöste chemische Einheit durch Oxidation oder Reduktion an der Arbeitselektrode reagiert, die genannte Reaktion in einem evozierten Messstrom resultiert, und die genannte Vorrichtung enthält: eine Vorrichtung für den Vergleich des genannten evozierten Messstromes I_pO2 mit einem vorbestimmten Wert I_set, eine Vorrichtung für die Einstellung der Messspannung U durch einen Betrag (dU) derart, dass der Messstrom I_pO2 im Wesentlichen gleich I_set ist, so dass I_pO2 während der genannten Messungen einen im Wesentlichen konstanten Wert aufweist, eine Vorrichtung zum Bilden der Differenz ΔU = U – U_min, die einer Oxidations/Reduktions-Reaktion an der Arbeitselektrode WE entspricht, eine Vorrichtung zur Bewertung der genannten Differenz ΔU = U – U_min, um die Konzentrationsänderungen der Menge der genannten chemischen Einheit in der genannten Flüssigkeit zu berechnen, wobei U_min eine berechnete Bezugsspannung ist.
Aktives Implantat, wie ein Schrittmacher, Defibrillator oder dergleichen, ausgelegt für den Einsatz wenigstens einer Sauerstoffsensor/Arbeits-Elektrode WE und einer Gegenelektrode CE einer Vorrichtung, wie in Anspruch 7 definiert, wobei das genannte aktive Implantat für eine Sauerstoffkonzentrationsmessung im Blut ausgelegt ist, und aufweist: eine Vorrichtung für den Vergleich des genannten evozierten Messstrom I_pO2 mit einem vorbestimmten Wert I_set, eine Vorrichtung für die Einstellung der Messspannung U durch einen Einstellungsbetrag (dU) derart, dass sich der Messstrom I_pO2 dem I_set nähert, so dass I_pO2 während der genannten Messungen einen im Wesentlichen konstanten Wert aufweist, eine Vorrichtung zum Bilden einer Differenz ΔU = U – U_min, die einer Oxidations/Reduktions-Reaktion an der Arbeitselektrode WE entspricht, eine Vorrichtung zur Bewertung der genannten Differenz ΔU = U – U_min, um die Konzentrationsänderungen der Menge der genannten Sauerstoffkonzentration in der genannten Flüssigkeit zu berechnen, eine Vorrichtung zur Lieferung eines Sauerstoffausgangssignals, das eine Strommessung des Sauerstoffgehalts des Blutes darstellt, wobei U_min eine berechnete Bezugsspannung ist.
Aktives Implantat nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass es eine Vorrichtung zum Abfühlen von Herzereignissen, wie QRS, p-Welle, etc. und eine Vorrichtung zur Adaption der zum Herzen gelieferten Stimulationsimpulse in Abhängigkeit von dem genannten Ausgangssignal aufweist.
Verwendung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 4 bis 6 für eine Frequenzadaption in einem aktiven Implantat, wie einem Schrittmacher oder dergleichen.