DE60016125T2

DE60016125T2 - Implantierbares Kardiovertierungsgerät mit automatischer Filterabstimmung

Info

Publication number: DE60016125T2
Application number: DE60016125T
Authority: DE
Inventors: Mark W. Kroll
Original assignee: Pacesetter Inc
Current assignee: Pacesetter Inc
Priority date: 1999-09-15
Filing date: 2000-09-14
Publication date: 2005-03-31
Anticipated expiration: 2020-09-15
Also published as: EP1084730A1; DE60016125D1; EP1084730B1; US6208899B1

Description

Diese Erfindung betrifft implantierbare Herzversionsvorrichtungen (ICDs), welche eine gefährliche Herzrhythmusstörung messen und, als Reaktion, eine Therapie an das Patientenherz liefern, um es zu einem normalen Sinusrhythmus zurückzubringen. Im Spezielleren, betrifft die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung, welche einen Bandpassfilter mit einer variablen Mittenfrequenz zur Detektierung und Kategorisierung intrinsischer Herzaktivität beinhaltet.
Wie hierin verwendet, bezieht sich der Ausdruck "Herzrhythmusstörung" auf irgendeinen abnormalen Herzrhythmus, welcher für den Patienten gefährlich sein kann, und beinhaltet im speziellen Fibrillation, Herzrasen, supraventrikuläres Herzrasen (SVT), ventrikuläres Herzrasen (VT), ventrikuläre Fibrillation und Flattern (VF) und verlangsamter Herzschlag. Wie weiterhin hierin verwendet, bezieht sich der Ausdruck "Therapie" auf irgendwelche Mittel, die durch die ICD-Vorrichtung verwendet werden, um den normalen Herzrhythmus wieder herzustellen, wie z. B. Defibrillation, Herzversions-, Antiherzrasen-Schrittmacheranregung und Medikamenteninfusion. Die offenbarte Erfindung hat Anmeldungen auf ICD-Vorrichtungen, welche Herzrasen behandeln (abnormale hohe Herzraten).
Ein moderner herkömmlicher verlangsamter Herzschlags-Schrittmacher hat eine Messvorrichtung, welche die Vorrichtung befähigt, den Schrittmacher zu sperren, wenn das Herz normal schlägt. Implantierbare Herzrasensvorrichtungen müssen auch die intrinsische elektrische Aktivität des Herzens messen, bekannt als das Elektrokardiogramm (ECG), um zu bestimmen, ob der Patient eine Behandlung braucht. ECGs weisen hohe variable Amplituden und Frequenzen auf, während die Herzaktivität von einem normalen Sinusrhythmus (NSR) zu einem anderen abnormalen Rhythmus wechselt, wie z. B. dem ventrikulären Herzrasen und der ventrikulären Fibrillation.
US-Patent Nr. 4,184,493 von Langer et al., welches am 22. Januar 1980 erteilt wurde, und welches mit "Schaltung zum Überwachen eines Herzens und Ausführen einer Herzversion auf ein bedürftiges Herz" betitelt ist, beschreibt eine Mess-Schaltung, welche automatisch an die Amplitude des elektrischen Signals des Herzens unter Verwendung eines automatischen Verstärkungssteuerung-(AGC)-Systems angleicht.
Eine andere Form des Mess-Systems mit AGC ist in US-Patent Nr. 4,903,699 von Baker et al., welches am 27. Februar 1990 erteilt ist, und mit "Implantierbare Herzstimulation mit automatischer Verstärkungssteuerung" betitelt ist, beschrieben. Das Baker et al.-Patent verwendet ein System von Komparatoren und einstellbaren Schwellenwerten, um das ECG-Signal optimal zu detektieren.
Beide der vorgehenden Patente beschreiben Systeme, welche auch das ECG-Signal filtern, um niedrige Frequenzstörungen und Artefakte zu entfernen. Zusätzlich wird in diesen Patenten ein Hochpassfilter verwendet, um die Messung von T-Wellen während dem normalen Sinusrhythmus (NSR) zu reduzieren. Jedoch schwächt der Hochfrequenzfilter auch die VF-Signale ab und macht es schwierig, dasselbe zu detektieren, besonders da VF-Signale niedrige Amplituden, verglichen mit den Signalen während NSR, haben.
Ein anderes Steuerschema ist in dem üblich übertragenen US-Patent Nr. 5,395,393 offenbart, das hierin durch Bezugnahme inkorporiert ist. Dieses Patent eröffnet ein ICD, in welchem eine unterschiedliche Mess-Schaltung zur Messung des Herzrasens (einschließlich supraventrikulären Herzrasens), ventrikulären Herzrasen oder ventrikulärer Fibrillation vorgesehen ist, und zur Differenzierung dieser Zustände von einem normalen Sinusrhythmus vorgesehen ist. Im spezielleren, beinhaltet eine Sensorschaltung einen Verstärker, einen Bandpassfilter, der eine fixierte Mittenfrequenz hat, einen dualen dynamischen Schwellenwertdetektor und einen Verstärker zur Detektierung eines Herzrasens unter Verwendung eines Clusteralgorithmus. Diese An von Steuerung wird im allgemeinen auf eine automatische Schwellenwertsteuerung (ATC) bezogen und während es im allgemeinen gut arbeitet, um die verschiedenen Arten von Herzrasen von weißem Rauschen zu differenzieren, ist es im allgemeinen nicht effektiv in der Detektierung eines Herzrasens bei der Abwesenheit von elektromyographischer Signale (EMG), die durch die Muskeln in dem Brustkorbbereich erzeugt werden, oder Störungen infolge der Standard-50- oder 60 Hz-Stromquellen. Das Dokument US-A-4,880,004 offenbart einen implantierten Herzstimulator, welcher einen einstellbaren Bandpassfilter umfasst.
Hinsichtlich der obengenannten Nachteile des Standes der Technik ist es ein Ziel der vorliegenden Erfindung, eine implantierbare Herzversions- Vorrichtung (ICD) mit einer verbesserten Sensorschaltung vorzusehen, welche Herzrhythmusstörungen schnell und genau detektieren kann.
Ein weiteres Ziel ist, ein ICD vorzusehen, welches in der Lage ist, gefährliche Herzzustände in der Abwesenheit fremder Signale, wie z. B. Störungen von der Standardstromversorgung oder der Muskelaktivität, zu detektieren.
Noch ein weiteres Ziel ist, ein System vorzusehen, welches einfach mit minimalen Veränderungen in bestehende Sensorschaltungen implementiert werden kann.
Andere Ziele und Vorteile der Erfindung sollten von der folgenden Beschreibung ersichtlich werden. Die Erfindung ist in den unabhängigen Ansprüchen 1 und 12 definiert.
Es ist entdeckt worden, dass intrinsische Signale, die während dem normalen Sinusrhythmus und während der ventrikulären Fibrillation gemessen wurden, unterschiedliche charakteristische Frequenzspektren haben. Im spezielleren, hat das Spektrum für einen normalen Sinusrhythmus eine Mittenfrequenz, welche höher als die Mittenfrequenz des Spektrums, welches die ventrikuläre Fibrillation (fvf) charakterisiert, ist.
Daher, während einer normalen Sinusrhythmusperiode, ist die Mittenfrequenz des Filters in den Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung eingestellt, um mit der Mittenfrequenz (fnsr) der Sinusrhythmus-R-Wellen zu entsprechen. Wenn eine ventrikuläre Fibrillation vermutet wird, z. B., da R-Wellencharakteristiken eines normalen Sinusrhythmus nicht detektiert sind, wird die Mittenfrequenz fc in fvf geändert. Folglich wird der Filter automatisch so ausgewählt, dass er optimiert ist, um ventrikuläre Fibrillationswellen zu detektieren, während der Zurückführung oder zumindest der Abschwächung der fremden Störungssignale, welche z. B. durch Muskelkontraktionen in dem Brustkorbbereich und/ oder Störungen von externen 50- oder 60 Hz-Stromversorgungen erzeugt werden. Nachdem die Herzkammer in einen normalen Sinusrhythmus zurückkehrt, wird die Mittenfrequenz des Filters in seinen ursprünglichen Wert zurückgeführt.
In dieser Art und Weise ist der Zustand des Patientenherzens schnell bestimmt, und daher kann die entsprechende Therapie effektiv angewendet werden.
Vorzugsweise wird die Mittenfrequenz fc allmählich von einem Wert zu dem anderen verändert.
In einer Ausführungsform der Erfindung wird ein automatisches Schwellenwertsteuerungs-(ATC)-Schema verwendet. In dieser Ausführungsform wird der gefilterte Ausgang zu einem Komparator zum Vergleich mit einem Schwellenwert T, welcher ein Zeit variierender Parameter ist, zugeführt. Im besonderen wird der Schwellenwert T auch zur gleichen Zeit verändert, zu der die Mittenfrequenz fc des Filters verändert wird. Vorzugsweise wird der Schwellenwert T abgesenkt, wenn fc abgesenkt wird.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung ist ein automatisches Verstärkungssteuer-(AGC)-Schema verwendet. In dieser Ausführungsform wird die Verstärkung des Eingangsverstärkers angehoben, wie die Mittenfrequenz fc des Filters verringert wird.
Die Erfindung kann in verschiedenen Wegen in die Praxis übertragen werden, und einige Ausführungsformen werden nun anstelle von Beispielen unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben, in welchen:
1A ein ziemlich stilistisches ECG zeigt, welches charakteristisch für eine Herzaktivität mit normalem Sinusrhythmus ist;
1B ein ECG zeigt, das charakteristisch für eine ventrikuläre Fibrillation ist;
1C ein typisches EMG-Signal zeigt;
1D vergleichsweise die Intensität und spektrale Verteilung der verschiedenen durch ein ICD gemessenen Signale zeigt;
2 einen ersten Stand der Technik einer Sensorschaltung zeigt, die ein automatisches Schwellenwertsteuer-(ATC)-Schema beinhaltet;
3 grafisch die Funktion des Systems von 2 zeigt;
4 einen zweiten Stand der Technik einer Sensorschaltung zeigt, welche ein automatisches Verstärkungssteuer-(AGC)-Schema beinhaltet;
5 grafisch die Funktion des Systems von 4 zeigt;
6 ein Blockdiagramm einer implantierbaren Herzversionsvorrichtung zeigt, die entsprechend der vorliegenden Erfindung konstruiert ist;
7 ein Blockdiagramm eines Sensorsystems zum Abtasten eines Herzrasens für die Vorrichtung von 6 zeigt;
8A die Schwellenwertvariation für das Sensorsystem von 7 zeigt;
8B die Mittenfrequenzvariation für das Filter in dem Sensorsystem von 7 zeigt;
8C grafisch die Funktion des Sensorsystems von 7 zeigt; und
9 ein Blockdiagramm für einen Controller für das Sensorsystem von 7 zeigt.
Die 1A, 1B und 1C zeigen verschiedene intrinsische Aktivitäten, welche in der Herzkammer gemessen werden können. Die 1B und 1C haben eine vertikale Skala, welche eine Größenordnung kleiner als die vertikale Skala der 1A ist. Das Frequenzspektrum und die vergleichenden Amplituden sind in 1D gezeigt.
1A zeigt, in einer ziemlich stilisierten Art, sequenzielle R-Wellen gefolgt von T-Wellen, charakteristisch für einen normalen Sinusrhythmus (NSR).
1B zeigt eine Wellenform, die charakteristisch für ventrikuläre Fibrillation (VF) ist. Wie in dieser Figur ersichtlich, ist die Wellenform sehr zackig und sichtbar chaotisch.
1C zeigt eine Wellenform verbunden mit Muskelaktivität (EMG) in dem Brustkorbbereich, z. B., wenn ein Patient seinen Arm über sein Herz anhebt oder irgendein Gewicht hochhebt.

1D zeigt das Frequenzspektrum für die Wellenformen von den 1A bis 1C. Die Mittenfrequenzen für diese Wellenformen sind Indizes in der folgenden Tabelle, zusammen mit ihren ungefähren Frequenzen:

Wellenformbeschreibung	Mittenfrequenz
Normaler Sinusrhythmus	fnsr (⁓ 30 Hz)
Ventrikuläre Fibrillation	fvf (⁓ 10 Hz)
Elektromyogramm (EMG)	femg (⁓ 56 Hz)
50 Zyklus-AC-Störung	fac1 (50 Hz)
60 Zyklus-AC-Störung	fac2 (60 Hz)

Wie durch die 1A bis 1D gezeigt, sind die während der ventrikulären Fibrillation gemessenen intrinsischen Signale sehr viel kleiner als solche, die während NSR gemessen sind, und sie sind von der gleichen Größenordnung wie die EMG-Signale.
Idealerweise misst eine implantierbare Herzversionsvorrichtung (ICD) schnell einen abrupten Wechsel in dem Status des Patientenherzens durch die genaue Differenzierung zwischen dem normalen Sinusrhythmus (NSR) und der ventrikulären Fibrillation (VF), während fremde Signale ignoriert werden, einschließlich EMG und Störungen von 50 Hz- oder 60 Hz-Stromversorgungen.
Nun unter Bezugnahme auf 2, beinhaltet ein typischer Sensor 100 entsprechend dem Stand der Technik unter Verwendung einer automatischen Schwellenwertsteuerung (ATC) einen Verstärker 102, einen fixierten Mittenfrequenzbandpassfilter 104, einen Schwellenwertdetektor 106 und einen R-Wellen-Detektor 108. Wie ausführlicher in US-Patent 5,395,393 beschrieben, wird das Signal einer z. B. in die Herzkammer implantierte Elektrode durch den Verstärker 102 verstärkt. Nach dem Filtern wird das Signal zu einem dynamischen Schwellenwertdetektor 106 geführt. Der Detektor vergleicht das eingehende Signal mit zwei dynamischen zeitabhängigen Schwellenwerten T1 und T2. Wie eindeutig in
2 ersichtlich, steigen beide Schwellenwerte T1 und T2 anfänglich an, nachdem eine R-Welle detektiert ist, und dann fallen sie beide langsam zu einem niedrigeren Niveau ab. Die Abfallrate von T1 muss langsam genug sein, um sicherzustellen, dass nicht eine T-Welle gemessen wird. In dem Schema von 2, wenn die gemessenen Signale T1 überschreiten oder unter T2 abfallen, ist ein entsprechendes Signal Hoch und Tief von dem R-Wellendetektor 108 erzeugt. Der Detektor 108 verwendet dann einen Clusteralgorithmus, um die R-Welle zu detektieren und ein entsprechendes V_S (ventrikuläres Mess-) Signal zu erzeugen. In anderen bekannten ATC-Schemen ist ein einzelner Zeit variierender Schwellenwert in Verbindung mit anderen bekannten Techniken verwendet, um die R-Welle zu detektieren.
3 zeigt ein Intervall der NSR gefolgt durch ein Intervall von VF und die entsprechenden Veränderungen in dem Niveau T1 entsprechend ATC (des einzelnen Schwellenwerttyps). Noch einmal, ist die Amplitude der VF-Signale während des ventrikulären Fibrillationsintervalls um der Klarheit willen hervorgehoben worden. Wie es von dieser Figur ersichtlich werden kann, nachdem die erste R-Welle gemessen wird (R1), sinkt der Schwellenwert T1 allmählich bis zu der zweiten R-Welle (R2). Wenn das VF- Intervall startet, fällt der Schwellenwert T1 ab (d. h. die Sensitivität des Systems erhöht sich), da keine R-Wellen gemessen werden, bis die Signale F1, F2 ... detektiert werden.
Ein Problem mit diesem Schema wird am besten durch 1D gewürdigt, welches den spektralen Inhalt und die relativen Intensitäten der NSR-, VF- und EMG-Signale, genauso wie die Störung von 50 Hz- oder 60 Hz-Stromquellen zeigt. Diese Signale überlappen sich beträchtlich in dem Frequenzbereich, besonders bei Frequenzen größer als 25 Hz. Tatsächlich, in diesem Frequenzbereich, haben die EMG-Signale eindeutig eine höhere Intensität als die VF-Signale. Daher kann das System von 2 Stromsignale oder Stromleitungsstörungen falsch interpretieren, da beide von diesen höhere Amplituden als die VF-Signale haben.
4 zeigt ein typisches, ziemlich vereinfachtes AGC-Steuerschema. In dieser Figur besteht ein Sensorsystem 150 aus einem Verstärker 152, der einen variablen Verstärker G hat. Der Ausgang des Verstärkers 152 wird zu einem fixierten Mittelfrequenz- Bandpassfilter 154 und dann zu einem Komparator 156 geführt. Dieser Komparator 156 vergleicht den Ausgang des Verstärkers 152 mit einem vorherbestimmten Schwellenwert T0. Der Ausgang des Komparators 156 wird zu einem R-Wellendetektor 158 geführt, welcher ein weiteres zeitbezogenes Kriterium (Austastperioden) verwendet, um R-Wellen zu detektieren und um ein entsprechendes V_S-Signal zu erzeugen. Das V_S-Signal wird auch zu einer Steuerung 160 geführt, welche eine Zeit variierende Verstärkung G erzeugt. Diese Verstärkung steigt langsam mit der Zeit und wird langsam abgeschwächt, nachdem eine R-Welle gemessen wird.
Die Funktion dieses Systems 150 ist in 5 gezeigt. Die Wellen R1 und R2 sind in der normalen Art und Weise gemessen. Während der VF-Periode steigt die Verstärkung G allmählich an, hierbei die Spitzenamplituden der VF-Signale, wie z. B. F1, F2, F3 ... verstär kend, bis sie detektiert werden. Dieses System hat die gleichen Mängel wie das in den 2 und 3 gezeigte ATC-System und kann zusätzlich unter Unbeständigkeiten des Steuerkreises leiden.
6 zeigt ein Blockdiagramm für eine implantierbare Herzversionsvorrichtung (ICD) entsprechend der vorliegenden Erfindung, welche in diesem Fall, in einem dualen Schrittmacher 10 beinhaltet ist und als ein Untersystem davon beschrieben wird. Jedoch sollte es verstanden werden, dass der ICD nicht ein Teil des Schrittmachers sein muss. Auch muss das System nicht einen Schrittmacher in beiden Kammern beinhalten. In der dargestellten Ausführungsform beinhaltet der Schrittmacher 10 einen analogen Abschnitt 12 und einen digitalen Abschnitt 14, die in einem hermetischen implantierbaren Gehäuse 16 beinhaltet sind. Der analoge Abschnitt 12 beinhaltet einen Herzvorhofsensor 20, einen Herzvorhofschrittmacher 22, einen ventrikulären Sensor 24, einen ventrikulären Schrittmacher 26 und einen Defibrillationspulsgenerator 28.
Leitungen 32 und 34 verbinden entsprechend den Schrittmacher 10 mit den Herzvorhof- und ventrikulären Kammern des Herzens 36. Die Herzvorhof- und ventrikulären Sensoren 20, 24 werden verwendet, um intrinsische Vorfälle in den entsprechenden Herzkammern (d. h. in dem Patientenherz erzeugte Signale) zu messen, und die Herzvorhof- und ventrikulären Schrittmacher 22, 24 liefern entsprechende Herzvorhof- und ventrikuläre Schrittmacheranregungen über die Leitungen 32 und 34, z. B., in einem DDD- oder einem DDDR-Modus, in der Technik bekannt. Herzversions-, z. B. durch Antiherzrasen-Schrittmacheranregungs(ATP)-Pulse, können durch Herzvorhof- und ventrikuläre Schrittmacher 22, 26 in Abhängigkeit eines Therapiegenerators erzeugt werden (vorzugsweise innerhalb des digitalen Abschnitts 14), der konfiguriert ist, um eine verordnete Therapieanordnung zu liefern. Wenn der ATP versagt, wird der Therapiegenerator den Pulsgenerator 28 veranlassen, Defibrillationsschocks über die Leitung 38 zu liefern. Die Energie für den Schrittmacher 10 wird durch eine Stromversorgung 90 geliefert. Eine separate Hochspannungsversorgung 92 wird verwendet, um den Defibrillationspulsgenerator 28 zu speisen.
Die Bedienung des Schrittmachers 10 wird durch den digitalen Abschnitt gesteuert, welcher vorzugsweise aus einem Mikroprozessor 40 und einem Speicher 42 besteht. Der Speicher 42 enthält Programminformationen für den Mikroprozessor 40 und wird auch zur Datenprotokollierung verwendet. Initiale Programmierung, genauso wie irgendwelche Programmierungs-Updates und entsprechendes Herunterladen von protokollierten Daten, finden durch eine Telemetrieschaltung 44 statt. Ein interner Bus 46 verbindet den Speicher 42, den Mikroprozessor 40 und die Telemetrieschaltung 44 zusammen und mit einer digitalen Abschnittsschnittstelle 48. Ähnlich sind die oben beschriebenen verschiedenen Elemente des analogen Abschnitts 12 mit einer analogen Abschnittsschnittstelle 50 durch einen internen Bus 52 verbunden. Die Kommunikation zwischen den Abschnitten 12 und 14 ist durch einen Bus 54 aufgebaut.
Im wesentlichen beinhaltet der ventikuläre Sensor 24, wie in 7 gezeigt, einen Verstärker 72, einen variablen Bandpassfilter 74 und einen Komparator 76. Der Sensor 24 beinhaltet auch eine Steuerschaltung 78 und einen Detektor 80. Es sollte verstanden werden, dass einige als diskrete Schaltungen in 7 gezeigte Elemente tatsächlich durch eine Software in dem digitalen Abschnitt 14 implementiert sein können. Die in der Herzkammer gemessenen intrinsischen Signale werden zu dem Verstärker 72 geführt. Dieser Verstärker 72 kann eine variable Verstärkung G haben, wenn erwünscht, wie oben erklärt. Jedoch, in dieser Ausführungsform, wird es angenommen, dass seine Verstärkung konstant ist. Der Ausgang des Verstärkers 72 wird zu einem variablen Bandpassfilter 74 geführt. Dieser Filter hat eine variable Mittenfrequenz fc, die durch die Steuerschaltung 78 gesteuert wird. Während NSR, die Mittenfrequenz des Filters 74 auf fnsr eingesetzt ist, d. h. die Frequenz der während eines normalen Sinusrhythmus gemessenen R-Wellen. Diese Frequenz fnsr ist abhängig von einer Anzahl von unterschiedlichen Kriterien, welche die Charakteristiken der Elektroden beinhalten, ihre Position innerhalb der Herzkammer usw. In 1D ist fnsr bei ungefähr 30 Hz gezeigt.
Der Ausgang des Filters 74 wird zu einem Signalprozessorabschnitt geführt, welcher von einem Komparator 76 und einem Detektor 80 umfasst ist. Der Komparator 76 vergleicht das empfangene Signal mit einem Zeit variierenden Schwellenwert T. Der Ausgang des Komparators 76 wird zu dem Detektor 80 geführt, welcher den Ausgang des Komparators analysiert und ein Signal V_S erzeugt, welches auf eine intrinsische ventrikuläre Kontraktion hinweist. Diese Feststellung kann in einer Vielzahl von unterschiedlichen Wegen gemacht werden, welche im Stand der Technik bekannt sind und welche die vorliegende Erfindung nicht begrenzen.
Im wesentlichen wird das Signal V_S auch zu der Steuerschaltung 78 geführt. Die Steuerschaltung 78 zeigt die Erzeugung des Signals V_S an und, als Antwort, steuert sie die Mittenfrequenz des Filters 74. Wahlweise erzeugt die Steuerschaltung 78 auch eine variable Verstärkung G für den Verstärker 72, wie unten genauer ausgeführt.
Wie im Detail in 9 gezeigt, beinhaltet die Steuerschaltung 78 einen Zeitgeber 84, welcher durch die durch den Detektor 80 gemessenen R-Wellen ausgelöst wird. Wie durch die sägezahnförmige Wellenform A angezeigt, wird zu jeder Zeit eine R-Welle gemessen, der Zeitgeber startet die Wellenform A an seiner maximalen Amplitude. Das durch die Wellenform A dargestellte Signal wird dann zu den Multiplikatoren 86 und 88 geführt. Diese Multiplikatoren multiplizieren diese Signale mittels entsprechende Skalenkonstanten, um den entsprechenden Schwellenwert T und die Mittenfrequenz fc zu erzeugen. Daher fallen diese Parameter langsam von einem Spitzenwert ab, wie in den 8A und 8B entsprechend gezeigt. Zum Beispiel, bezugnehmend auf 1D, ist der maximale Wert von fc zur Detektierung eines normalen Sinusrhythmus ungefähr 30 Hz (fnsr). Die Mittenfrequenz fc klingt dann in ungefähr 1 Sekunde auf ungefähr 10 Hz (fvf) zur Detektierung VF ab.
Das Ergebnis der Veränderung des T und fc kann in 8C gesehen werden. Anfänglich während einer NSR-Periode, sind die R-Wellen R1, R2 mit fc und T detektiert, welche an ihren in den 8A und 8B entsprechend gezeigten maximalen Werten sind. Wenn VF einsetzt, klingt der Wert von T und fc beide langsam ab. Wie eindeutig in 8C gesehen werden kann, veranlasst die Abwärtsveränderung von fc die AC-Störung ACN von externen Stromversorgungen und die EMG-Störung, abgemildert zu werden, da sie eine höhere Frequenz als fc haben. Im spezielleren, wie fc kleiner und kleiner wird, werden diese zwei Störungsparameter niedriger und niedriger, wie gezeigt. Währendessen, da sich fc an die Mittenfrequenz-fvf-Charakteristik von VF annähert, wird die Amplitude der Signale (in dem Komparator) höher und höher, es dem Komparator erlaubend, Fibrillationspulse F1, F2, F3, etc. zu detektieren. In dieser Art und Weise ist das System in der Lage, schnell und genau zwischen Störung (wie z. B. ACN und EMG) und VF zu differenzieren.
In 9 ist der Schwellenwertparameter T als ein einfacher Sägezahn generiert. Es sollte verstanden werden, dass eine komplexere Wellenform genauso erzeugt werden kann. Zusätzlich kann auch ein doppeltes Schwellenwertschema verwendet werden, wie in US-Patent Nr. 5,395,393 gelehrt.
Zusätzlich zu der Veränderung des Schwellenwertes T kann die Verstärkung G des Verstärkers 72 (7) auch durch die Steuerschaltung 78 eingestellt werden. Im spezielleren, wie in 9 gezeigt, wird der Ausgang des Zeitgebers 84 (dargestellt durch die Wellenform A) als Erstes für diesen Zweck zu einem Invertierer 90 geführt. Der Zweck dieses Invertierers ist, das durch die Wellenform A dargestellte Signal zu invertieren, um ein durch die Wellenform B angezeigtes Signal zu bilden. Diese Invertierung ist notwendig, da die Verstärkung des Verstärkers 72 für die Detektion von VF angehoben werden muss. Das invertierte Signal (als Wellenform B gezeigt) wird dann durch den Multiplizierer 92 skaliert, um das Verstärkungs signal G zu erzeugen. Während der Anhebung wirkt der Verstärkungsfaktor G teilweise der Abschwächung der Störungssignale ACN und EMG, die durch den Filter 74 produziert werden, entgegen, dieser Effekt ist nicht sehr signifikant, da die durch den Filter 74 produzierte Abschwächung benachteiligend ist. Das heißt, da die Mittenfrequenz fc abwärts verändert wird, wird die Amplitude der Störungskomponenten mehr als die lineare durch die Anhebung der Verstärkung G produzierte Verstärkung reduziert.
Nachdem die Defibrillationstherapie angewendet wird, kehrt die Herzkammer gewöhnlicherweise zu dem normalen Sinusrhythmus zurück. Dieses Ereignis wird durch den Detektor 80 detektiert. Als Reaktion kehrt die Steuerschaltung den oben beschriebenen Vorgang (die Vorgänge) zurück und kehrt die Mittenfrequenz fc, den Schwellenwert T und/oder die Verstärkung G zu ihrem Ursprung (d. h. normalen Sinusrhythmuswert) zurück.

Claims

Ein implantierbarer Herzstimulator (10), der konfiguriert ist, um das Vorliegen eines normalen Sinusrhythmusses oder eines abnormalen Herzzustandes eines Patientenherzens (36) als Reaktion auf ein Signal von einer Leitung (34) zu detektieren, welche mit dem Patientenherzen (36) verbunden ist, wobei der Stimulator einen Verstärker (72) zum Empfangen und Verstärken eines Signales von der Leitung in dem Patientenherzen (36), einen Filter (74), der so ausgeführt ist, um das verstärkte Signal zu empfangen, einen Signalprozessor (76), der so ausgeführt ist, um das gefilterte Signal zu verarbeiten und eine Steuerschaltung (78) umfasst, wobei der Filter (74) eine Filtermittenfrequenz hat, welche dynamisch konfigurierbar ist, um das Passieren eines gefilterten Signales zu erleichtern, das einem normalen Sinusrhythmus oder einem abnormalen Herzzustand entspricht; wobei der Signalprozessor (76) so ausgeführt ist, um ein detektiertes Ausgangssignal zu erzeugen, welches dem Vorliegen eines normalen Sinusrhythmusses oder eines abnormalen Herzzustandes entspricht; und wobei die Steuerschaltung (78) so ausgeführt ist, um die Mittenfrequenz des variablen Bandpassfilters (74) als Reaktion auf das detektierte Ausgangssignal des Signalprozessors (76) einzustellen, um die Detektion eines abnormalen Herzzustandes zu erleichtern.
Ein Stimulator nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens ein abnormaler Herzzustand des Patientenherzens (36) einer Fibrillation entspricht.
Ein Stimulator nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet dass ein normaler Sinusrhythmus aus periodischen R Wellen besteht und eine erste Mittenfrequenz und ein Signal hat, das einem abnormalen Herzzustand entspricht, das eine zweite Mittenfrequenz hat und wobei die Steuerschaltung (78) bewirkt, die Filtermittenfrequenz zwischen die erste Mittenfrequenz und die zweite Mittenfrequenz einzustellen, um die Detektion eines abnormalen Herzzustandes zu erleichtern.
Ein Stimulator nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet dass die Steuerschaltung (78) die Filtermittenfrequenz veranlaßt, sich kontinuierlich zwischen die erste Mittenfrequenz und die zweite Mittenfrequenz nach jeder R-Welle einzustellen, um die Detektion eines abnormalen Herzzustandes zu erleichtern und/oder die Filtermittenfrequenz linear zwischen der ersten Mittenfrequenz nach jeder R-Welle einzustellen, um die Detektion eines abnormalen Herzzustandes zu erleichtern und/oder die Mittenfrequenz linear zwischen die erste und zweite Mittenfrequenz über eine Zeitperiode von ungefähr einer Sekunde nach jeder R-Welle einzustellen.
Ein Stimulator nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass der Verstärker (72) so ausgeführt ist, um das Signal von der Leitung (34) um einen Verstärkungsfaktor zu verstärken und der Verstärkungsfaktor durch die Steuerschaltung (78) steuerbar ist.
Ein Stimulator nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass der Verstärkungsfaktor kontinuierlich zwischen einem ersten Verstärkungsfaktor entsprechend einem normalen Sinusrhythmus und einem zweiten Verstärkungsfaktor entsprechend einem abnormalen Herzzustand steuerbar ist.
Ein Stimulator nach den Ansprüche 5 oder 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerschaltung bewirkt, den Verstärkungsfaktor in Koordination mit einer Erniedrigung in der Mittenfrequenz des variablen Bandpassfilters (74) zu erhöhen.
Ein Stimulator nach den vorhergehenden Ansprüchen, dadurch gekennzeichnet, dass der Signalprozessor (76) für Signale oberhalb einem Schwellenwert empfindlich ist und der Schwellenwert durch die Steuerschaltung (78) steuerbar ist.
Ein Stimulator nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Schwellenwert kontinuierlich zwischen einem ersten Schwellenwert entsprechend einem normalen Sinusrhythmus und einem zweiten Schwellenwert entsprechend einem abnormalen Herzzustand kontinuierlich einstellbar ist.
Ein Stimulator nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerschaltung die Absenkung des Schwellenwertes in Koordination mit einer Absenkung in der Mittenfrequenz des variablen Bandpassfilters (74) bewirkt.
Ein Stimulator nach den vorhergehenden Ansprüchen, dadurch gekennzeichnet, dass der Stimulator eine Kardiovertierungsschaltung (22, 26, 28) enthält, um eine Therapie zu erzeugen, um das Herz des Patienten (36) auf einen normalen Sinusrhythmus zurückzubringen, wenn ein abnormaler Herzzustand detektiert wird.
Ein implantierbares Kardiovertierungsgerät (10) zum Detektieren und zur Umkehrung einer ventrikularen Fibrillation in einem Patientenherzen, wobei das Gerät einen ventrikularen Sensor (24) zum Messen der intrinsischen ventrikularen Aktivität und zum Erzeugen eines entsprechenden Messsignales und einen Therapiegenerator (26) enthält, um eine vorgegebene Therapie in Reaktion auf den Detektor zu erzeugen, welcher eine ventrikulare Fibrillation in dem Patientenherzen detektiert, wobei der ventrikulare Sensor (24) einen Filter (74) zum Filtern des Messsignales um ein gefiltertes Signal zu erzeugen, in welchem der Filter eine einstellbare Mittenfrequenz hat und einen Detektor (80) enthält, um eine ventrikulare Fibrillation oder einen normalen Sinusrhythmus zu detektieren, der auf dem gefilterten Signal basiert und eine Steuerung (78) enthält, um die Mittenfrequenz auf einen Wert einzustellen, welcher dem zuletzt detektierten normalen Sinusrhythmus entspricht.
Ein Gerät nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass der Detektor ferner einen Vergleicher (76) enthält, um das gefilterte Signal mit einem Schwellenwert zu vergleichen.
Ein Gerät nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass der Schwellenwert zeitvariierend ist.
Ein Gerät nach einem der Ansprüche 12–14, dadurch gekennzeichnet, dass der Schwellenwert einen ersten Schwellenwert entsprechend einem normalen Sinusrhythmus und einen zweiten Wert entsprechend einer ventrikularen Fibrillation hat.
Ein Gerät nach einem der Ansprüche 12–15, dadurch gekennzeichnet, dass die Filtermittenfrequenz einen ersten Filterfrequenzwert, der einem normalen Sinusrhythmus entspricht, und einen zweiten Filterfrequenzwert hat, der einer ventrikularen Fibrillation entspricht.
Ein Gerät nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerung (78) so konfiguriert ist, um die Filtermittenfrequenz auf den ersten Filterfrequenzwert beim Vorliegen eines normalen Sinusrhythmusses einzustellen und die Filtermittenfrequenz in Richtung des zweiten Filterfrequenzwerts bei Abwesenheit eines normalen Sinusrhythmusses einzustellen.
Ein Gerät nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerung (78) konfiguriert ist, um die Filterfrequenz in einem Bereich zwischen den ersten und zweiten Frequenzwerten einzustellen und um den Schwellenwert in einem Bereich zwischen den ersten und zweiten Schwellenwerten einzustellen.
Ein Gerät nach Anspruch 17 oder 18, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerung (78) die Filtermittenfrequenz allmählich von dem ersten zu dem zweiten Mittenfrequenzwert vorzugsweise linear und vorzugsweise über eine Zeitperiode von ungefähr einer Sekunde verändert.
Ein Gerät nach Anspruch 17 oder 18, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerung (78) allmählich und kooperativ die Mittenfrequenz und den Schwellenwert verändert.