-
Diese
Erfindung bezieht sich auf Herzdefibrillation und insbesondere (aber
nicht ausschließlich) auf
eine Vorrichtung, um einem menschlichen Herz, das in dem Zustand
eines Vorhofflimmerns (DC) ist, ein elektrisches Defibrillationssignal
zuzuführen,
wobei eine transdermale Energieübertragung
an ein passives implantiertes Gerät verwendet wird.
-
Vorhofflimmern
ist eine verbreitete Herzrhythmusstörung, deren Auftreten mit zunehmendem Alter
häufiger
wird, wobei typischerweise 10 % der über 70-Jährigen einen Vorfall erleben.
Der Vorgang der Kardioversion von DC zu einem normalen Sinusrhythmus
(SR) ist traditionell mit pharmazeutischen Maßnahmen oder transthorakalem
Gleichstromschock versucht worden. Ersteres ist durch variable Kardioversionsraten
und das Risiko von Nebenwirkungen, insbesondere Proarrhythmie, limitiert
worden. Letzteres erfordert eine Sedierung oder Betäubung und
energiereiche Schocks, und es gibt eine hohe Rückfallrate. Aus diesen Gründen bestand
Interesse an transvenöser
Vorhofdefibrillation auf Katheterbasis und ihrer möglichen
Verwendung in einem implantierbaren Vorhofdefibrillator. Jedoch
sind implantierbare Vorhofdefibrillatoren komplexe Geräte, die
platinenintegrierte Mustererkennung mit komplexen Aufzeichnungs-
und Nachbehandlungsprozeduren erfordern. Die Notwendigkeit elektrischer
Aufladeschaltung unter Verwendung aktiver Geräte trägt zu der Komplexität und dem
Gewicht des Implantats bei.
-
US 3,796,221 offenbart eine
implantierbare Vorrichtung, um einem Körperorgan energiearme elektrische
Stimulierung transdermal zuzuführen.
Im Besonderen empfängt
die Vorrichtung ein Signal von einem externen Gerät darüber, wann
es dem Körperorgan
ein elektrisches Signal bereitstellen soll, unabhängig von
der Stärke
des empfangenen Signals.
-
US 5,411,537 offenbart ein
von einer wiederaufladbaren Batterie betriebenes biomedizinisches Gerät wie etwa
einen Kardioverter-Defibrillator.
Die Batterie kann transdermal aufgeladen werden, und das Gerät kann aus
der wiederaufladbaren Batterie auch energiereiche Impulse bereitstellen.
-
Die
vorliegende Erfindung stellt eine Vorrichtung zur Herzdefibrillation
bereit, die einen externen Stromkreis und einen implantierbaren
Stromkreis beinhaltet; wobei der externe Stromkreis eine Induktion übertragende
Spule und ein Signal erzeugendes Mittel zum Anlegen von Radiofrequenzimpulsen
von vorbestimmter Form auf die übertragende
Spule umfasst; wobei der implantierbare Stromkreis eine Induktion
empfangende Spule zum Empfangen der Impulse, wenn die zwei Spulen
nahe beieinander sind, und einen Gleichrichtungsstromkreis mit einem
Eingang, der mit der empfangenden Spule verbunden ist, und einem
Ausgang, der Elektroden antreibt, die in das Herz implantierbar
sind, umfasst; und in dem der Gleichrichtungsstromkreis die Elektroden
direkt mit Impulsen einer Form, die durch das Signal erzeugende
Mittel des externen Stromkreises bestimmt wird, antreibt, wobei
die per Impuls übertragene
Leistung weniger als ungefähr
5 J ist und sich die Radiofrequenz im Bereich von 3-30 MHz, vorzugsweise
ungefähr
7 MHz befindet.
-
Vorzugsweise
beinhaltet das Signal erzeugende Mittel einen Radiofrequenzgenerator,
der unter der Steuerung eines Impulserzeugungsanzeigemittels, das
wiederum auf ein EKG-Synchronisierungssignal
reagiert, geschaltet oder getort wird.
-
Vorzugsweise
wird das EKG-Synchronisierungssignal über einen in dem Patienten
implantierten Telemetriesender bereitgestellt.
-
Vorzugsweise
umfasst der externe Stromkreis ferner eine Fernsprechverbindung,
durch die das EKG an eine entfernte Stelle übertragen und/oder die Vorrichtung
von dieser aus gesteuert werden kann.
-
Vorzugsweise
umfassen der externe und der implantierbare Stromkreis Impedanzanpassungskomponenten,
um einen hohen Abstimmungsgrad zu erzielen.
-
Vorzugsweise
ist die induktive Kopplung auf Resonanz abgestimmt, und noch bevorzugter
ist die induktive Kopplung durch Verwendung von Serienresonanz im
externen Stromkreis und Parallelresonanz im implantierbaren Stromkreis
auf Resonanz abgestimmt.
-
Vorzugsweise
enthält
der implantierbare Stromkreis nur passive Komponenten.
-
Vorzugsweise
wird der Telemetriesender durch Energie betrieben, die entweder
durch Verwendung einer leistungsschwachen Übertragung, um den Telemetriesender
hochzufahren oder um eine platinenintegrierte Batterie zu laden,
transdermal zugeführt
wird.
-
Die
transdermale Übertragung
von Energie über
Induktion ist bekannt, aber nur für die Zwecke des Wiederaufladens
von Batterien in implantierten Geräten wie etwa Schrittmachern
oder des kontinuierlichen Betreibens implantierter Geräte wie etwa Pumpen.
Bis zu diesem Zeitpunkt ist es nicht vorgeschlagen worden, solche
Techniken für
die Übertragung
gesteuerter Schwingungsformen zur energiereichen physiologischen
Stimulierung zu verwenden.
-
Eine
Ausführungsform
der Erfindung wird nun beispielhaft und unter Bezugnahme auf die
beigelegten Zeichnungen beschrieben, in denen:
-
1 die
Elemente zeigt, die erforderlich sind, um einer Herzlast Energie
gesteuert transdermal zuzuführen;
-
2 die
Schaltung, die außerhalb
des Körpers
erforderlich ist, veranschaulicht;
-
3 die
körperinterne
Schaltung darstellt; und
-
4 die Schwingungsformen in der Vorrichtung
veranschaulicht.
-
In
der Vorrichtung (1) wird zunächst ein angemessen synchronisierter
Auslöseimpuls
erzeugt, der auf dem Elektrokardiogramm (EKG) des Behandelten beruht.
Nach der Formung in einem Impulserzeugungs- und Formstromkreis 12 zu
einer Schwingungsform 1, die zur DC-Konversion geeignet ist,
wird dieser Impuls verwendet, um einen Radiofrequenz(RF)-Trägerfrequenzgenerator 2 zu
amplitudenmodulieren, auf einem Leistungsniveau, dass mit der Übertragung
von 1-5 J Energie auf die interne Last, die ihrerseits einen Widerstand
von nominal 50 Ω aufweist,
vereinbar ist. Der Übertragungsweg nimmt
die Form eines Paares koaxial ausgerichteter Übertrage- 3 und Empfängerinduktoren 4 an,
die in der Form eines RF-Übertragers
konstruiert sind. Die Durchmesser der Spulen 3 und 4 sind
so gesetzt, dass die Energieübertragung
bei einer physikalischen Abstandshaltung von nicht weniger als der
Dicke der Thoraxwand 13 optimiert wird. Beide Induktoren
sind mit emailliertem Kupferdraht umwunden. Die übertragende Spule 3 ist
auf einem isolierten Paddel montiert, um die Korrektur ihrer Platrierung auf
dem Körper
des Behandelten zu erleichtern. Die implantierte Schaltung ist auf
einer Leiterplatte montiert und besteht aus der empfangenden Spule 4,
die mit den Impedanzanpassungs-, Gleichrichtungs- und Wellenformungskomponenten 5 verbunden
ist. Das endgültige
Defibrillationssignal ist mit dem Herz (als elektrische Last 6 angegeben)
durch Katheter 7 verbunden, wobei der eine im lateralen
rechten Vorhof (RA) und der andere über den Sinus coronarius in
der distalen großen
Herzvene platziert ist. Alternativ kann ein beliebiges herkömmliches
Zufuhrsystem für Vorhofdefibrillation
verwendet werden.
-
In
einem Beispiel sind die Spulen 3 und 4 entworfen,
um eine optimale induktive Kopplung bei einem Abstand von 20 mm,
Mitte zu Mitte, zu ergeben. Unter der Voraussetzung eines Höchstdurchmessers
der empfangenden Spule 4 von 35 mm, aus praktischen Gründen, weist
die übertragende
Spule 3 einen Durchmesser von 53 mm auf. Beide Induktoren sind
mit emailliertem Kupferdraht von 1,5 mm umwunden. Die übertragende
Spule 3 ist als eine Solenoidspule angeordnet, mit Abstand
von einer Windung. Die empfangende Spule 4 ist eng gewunden, um
in dem endgültigen
Implantat Raum zu sparen.
-
Beide
Induktoren in der Vorrichtung sind auf der ausgewählten Betriebsfrequenz
des Systems auf Resonanz abgestimmt, typischerweise im Bereich von
3-30 MHz. Wie in 2 zu sehen, verwendet der Sender
Serienabstimmung durch einen Kondensator 9. 2 zeigt
außerdem
eine 50 Ohm Versorgung 15 von dem Generator 2,
was eine betriebsbelastete Q von ungefähr 5 ergibt. Unter Bezugnahme
auf 3 wird die empfangende Spule parallel abgestimmt, wobei
sie mittels der Kondensatoren C1 und C2 kapazitiv an die Last 6 angepasst
wird. Eine Radiofrequenzdrossel 11 stellt einen Gleichstromweg
für Gleichrichterstrom
bereit. Gleichrichtung und Formung werden in einem Stromkreis 16 bewirkt.
-
Wahlweise
kann, wie in 1 gezeigt, eine Fernsprechverbindung 8 inkorporiert
sein, um EKG-Überwachung
und über
Rückkopplung
abgeleitete, automatische Abstimmung des Energiezufuhrsystems bereitzustellen.
Eine solche Verbindung kann auch transdermal durch Energie betrieben
werden, durch Verwendung einer leistungsschwachen Übertragung,
um den Telemetriesender hochzufahren oder um eine platinenintegrierte
Batterie zu laden. Alternativ dazu könnte das EKG über die
Induktionsspulen unter Verwendung einer freien Trägertechnik
(suspended carrier technique) übertragen werden.
-
Wie
ebenfalls in 1 angegeben ist, kann die externe
Schaltung eine Fernkommunikationsverbindung 14 umfassen,
die über
Telefonkommunikation (Landleitung oder GSM) oder über eine
Radioverbindung erfolgen kann. Dies würde es zum Beispiel erlauben,
das EKG des Patienten zur Überwachung und
zur Überprüfung durch
einen Arzt an ein Krankenhaus zu übertragen. Defibrillation könnte entfernt aktiviert
werden, und gesprochene Anweisungen könnten dem Patienten übermittelt
werden.
-
Vorhofdefibrillation
erfordert gegenwärtig eine
Impulsenergie von ungefähr
3 bis 4 J. Durch das Verwenden einer abgestimmten induktiven Kopplung,
wie beschrieben, typischerweise auf einer Frequenz von ungefähr 7 MHz,
können
diese Energieniveaus transdermal übertragen werden, während die Steuerung
der Impulsform und des Zeitablaufs gewahrt wird. Es wird erwogen,
dass durch das Verfeinern der Form, der Dauer und des Zeitablaufs
der Impulse, die zum Erreichen der Defibrillation erforderlich sind,
die notwendige Energie auf 1 J oder weniger reduziert werden könnte, was
für den
Patienten schmerzfrei wäre
und die Notwendigkeit einer Sedierung erübrigen würde.
-
Die
in 1 gezeigte Impulsform 1 ist ein zweiphasiger
Impuls, welcher die Form ist, die wir gegenwärtig bevorzugen. Jedoch können andere
Impulsformen und somit Hüllkurvenformen
auch verwendet werden, wie etwa einphasig und mehrfach. 4 veranschaulicht Wellenformen der Vorrichtung detaillierter. 4a ist
ein typischer Auslöseeingang von
einem EKG. 4b zeigt eine typische RF-Ausgangshülle an die
Spule 3 als einen einzelnen Impuls. 4c zeigt
eine alternative RF-Ausgangshülle als
einen Burst von zwei oder mehr Impulsen. Alle Impulse können auf
ihre Breite hin gesteuert werden, und die Lücke zwischen den Impulsen in 4c ist programmierbar.
Jeder RF-Impuls führt
nach Übertragung
und Gleichrichtung zu entweder einer einphasigen oder einer zweiphasigen
(Basisband) Spannungs-Wellenform, die zum Antreiben der Herzlast
geeignet ist. 4d zeigt einen einphasigen Impuls 17 und
einen zweiphasigen Impuls 18, die aus dem einzelnen Impuls
aus 4a produziert werden können.
-
Obwohl
die Erfindung oben mit besonderem Bezug auf Vorhofdefibrillation
beschrieben wurde, könnte
die Erfindung auch bei Kammerdefibrillation Anwendung finden. Hier
sind die erforderlichen Energieniveaus jedoch viel höher (typischerweise
ungefähr
15 J).
-
Es
versteht sich, das einer der Vorteile der beschriebenen Ausführungsform
darin liegt, dass die implantierte Hardware gänzlich passiv ist und keine implantierte
Leistungsquelle erfordert. Jedoch schließt die Erfindung die Möglichkeit
der Implantation einiger aktiver Komponenten nicht aus, mit einer reduzierten
Erfordernis einer internen Quelle von Leistung.