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Diese
Erfindung betrifft allgemein ein System zum Anordnen implantierbarer
medizinischer Vorrichtungen innerhalb eines Körpers und insbesondere die
Verwendung von Tonsignalen zum Beurteilen des Zustands einer implantierbaren
medizinischen Vorrichtung wie eine Leitung während einer Implantationsprozedur.
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Implantierbare
medizinische Vorrichtungen wie elektrische Leitungen werden seit
langem auf den Gebieten der Herzstimulation und der Herzüberwachung
verwendet. Beispielsweise werden Leitungen im allgemeinen verwendet,
um eine elektrische Stimulation für Herzschrittmacher- und Kardioversions-/Defibrillationsanwendungen
zu übertragen.
Bei diesen Anwendungen werden Endokardialleitungen durch einen transvenösen Weg
angeordnet, um eine oder mehrere Erfassungs- und/oder Stimulationselektroden an
einem gewünschten
Ort innerhalb einer Herzkammer oder verbindender Gefäße anzuordnen.
Zum Bereitstellen einer wirksamen Therapie müssen am distalen Ende der Leitung
getragene Elektroden an einem vorgegebenen Ort am Endokard oder
innerhalb des Myokards genau positioniert werden. Die distale Spitze
der Leitung wird dann im allgemeinen durch passive oder aktive Mittel
am Gewebe befestigt, um die gewünschte
Anordnung beizubehalten.
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Es
ist häufig
schwierig festzustellen, ob eine Leitung richtig positioniert wurde
und ein angemessener Gewebekon takt erreicht wurde. In manchen Fällen werden
Katheter und Leitungen verwendet, die Materialien aufweisen, welche
eine Sichtbarmachung durch Fluoroskopie ermöglichen. Zusätzlich können fluoroskopisch
sichtbare Farbstoffe in die Herzkammern und die Venenanatomie injiziert
werden, so dass die Herzkammern und die damit verbundenen Gefäße bei Verwendung
einer fluoroskopischen Vorrichtung sichtbar sind. Dieses Vorgehen, das
manchmal als ein "Venogramm" bezeichnet wird, ermöglicht es
dem Chirurgen, eine Stelle genau zu lokalisieren und eine geeignete
Elektrodenanordnung zu erreichen, wenn eine Implantationsprozedur ausgeführt wird.
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Wenngleich
die Verwendung fluoroskopisch sichtbarer Medien in manchen Fällen möglich ist,
hat dieser Prozess mehrere Nachteile. Erstens weisen manche Patienten
nachteilige physikalische Reaktionen auf, wenn sie einem fluoroskopisch
sichtbaren Farbstoff ausgesetzt werden, der zum Erstellen eines Venogramms
verwendet wird. Weiterhin werden der Patient und der klinische Arzt
beim Erstellen des Venogramms Strahlung ausgesetzt. Zusätzlich kann
ein Fluoroskop des zum Erstellen des fluoroskopisch sichtbaren Bilds
erforderlichen Typs nicht verfügbar sein.
Schließlich
wird die Implantationsprozedur zum Erstellen des Venogramms um zusätzliche
Schritte erweitert, wodurch die Zeit verlängert wird, die zum Abschließen der
Prozedur erforderlich ist, und das Risiko einer Infektion und von
Komplikationen für
den Patienten erhöht
wird.
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Ein
alternatives Verfahren zum Bestimmen der Eignung eines Gewebekontakts
betrifft die Verwendung von Impedanzmessungen. Weil sich die Impedanz
von Fluiden im allgemeinen von derjenigen von Gewebe unterscheidet,
können
Impedanzmessungen verwendet werden, um zu bestimmen, ob eine Elektrode
in ausreichenden Kontakt mit Gewebe gekommen ist.
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Gewebeimpedanzmessungen
werden im allgemeinen ausgeführt,
indem ein bekanntes Strom- oder Spannungssignal auf das Gewebe angewendet wird
und eine resultierende Spannung bzw. ein resultierender Strom gemessen
wird. Ein System, bei dem dieses Verfahren verwendet wird, ist in
der
US-PS 5 447 529 offenbart.
Ein ähnliches
System ist in der
US-PS 5 935
079 von Swanson u.a. offenbart, in der ein System zum Messen
des elektrischen Kontakts zwischen dem Myokard und mehreren Elektroden
in einer Mehrelektrodenanordnung beschrieben wird. Durch dieses
System von Swanson wird das Ausmaß des Kontakts bestimmt, indem
ein elektrisches Signal wie ein Strom auf das Gewebe übertragen
wird, so dass die Gewebeimpedanz gemessen werden kann.
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Wenn
Impedanzmessungen zum Beurteilen des Gewebekontakts verwendet werden,
werden die Impedanzsignale im allgemeinen auf irgendeinem Typ einer
Sichtanzeige, die dem klinischen Arzt zur Verfügung steht, dargestellt. Weil
die Impedanzmessungen und die zugeordneten Impedanzänderungen jedoch
sehr klein sind, lassen sich die Änderungen nur schwer durch
Betrachtung erkennen. Weil der Arzt darüber hinaus fortlaufend ein
Bildschirmgerät für den Status
konsultieren muss, muss er den Blick vom Patienten abwenden, wodurch
die Aufmerksamkeit von der unmittelbaren Aufgabe des Manipulierens
der IMD in Position abgelenkt wird. Es sind daher ein verbessertes
System und ein verbessertes Verfahren zum Beurteilen des Zustands
einer IMD in der Art einer Leitung und insbesondere zum Beurteilen
des Kontakts zwischen der Leitung und Gewebe während einer Implantationsprozedur
erforderlich.
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Die
US-PS 5 335 668 offenbart
ein System zur Verwendung beim Überwachen
einer IMD durch Messen von Impedanzpegeln offenbart, welches eine
Audioschaltung zum Erzeugen eines die gemessene Impedanz darstellenden
Tonsignals aufweist.
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Ein
verbessertes System zum Überwachen des
Zustands einer IMD innerhalb eines Körpers wird bereitgestellt.
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Die
Erfindung sieht ein System zur Verwendung beim Überwachen einer implantierbaren
medizinischen Vorrichtung innerhalb eines Körpers vor, mit:
einer
ersten Schaltung zur Verbindung mit der IMD, um Impedanzpegel eines
Abschnitts des Körpers nahe
einem vorgegebenen Abschnitt der IMD zu messen,
gekennzeichnet
durch
eine Audioschaltung, die mit der ersten Schaltung verbunden
ist, um ein hörbares
Signal mit Tonhöhenänderungen
zu erzeugen, wodurch gemessene Impedanzpegel dargestellt werden.
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Gemäß einer
Ausführungsform
ist die IMD eine Leitung. Das System umfasst einen Signalgenerator
zum Zuführen
eines ersten Signals zu der Leitung, das ein Konstantstrom- oder
ein Konstantspannungssignal sein kann. Es wird ein resultierendes Spannungs-
oder Stromsignal erzeugt, und es kann als eine Angabe der Impedanz
eines Abschnitts des Körpers
proximal zu einer oder mehreren von der Leitung getragenen Elektroden
erfasst werden. Die Impedanzangabe kann dann in ein hörbares Signal
umgewandelt werden. Das hörbare
Signal hat eine Frequenz, die zur Amplitude der Impedanzangabe proportional
ist. Die Tonhöhe
des hörbaren
Signals nimmt daher zu, wenn die gemessene Impedanz ansteigt, und
sie nimmt ab, wenn die Impedanz abnimmt.
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Das
erfindungsgemäße System
sieht einen verbesserten Mechanismus zum Überwachen des Zustands einer
Leitung oder einer anderen IMD, die innerhalb eines Körpers implantiert
ist, vor. Weil Impedanzänderungen
in hörbare
Signale umgewandelt werden, braucht der klinische Arzt nicht eine
Sichtanzeige zu verwenden, um die Änderungen zu erkennen. Dies
ist vorteilhaft, weil der klinische Arzt seine gesamte Aufmerksamkeit
auf die Manipulation der IMD innerhalb des Körpers konzentrieren kann, ohne dass
er seine Aufmerksamkeit zu einem Anzeigebildschirm oder einer anderen
Anzeigeeinrichtung ablenken müsste.
Zusätzlich
lassen sich die kleinen Impedanzänderungen
leichter unter Verwendung hörbarer anstelle
sichtbarer Mittel erfassen.
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Unter
Verwendung des Systems gemäß der vorliegenden
Erfindung können
viele Typen von Zustands- bzw. Statusangaben erfasst werden. Weil sich
beispielsweise die Impedanz zwischen zwei Elektroden an der distalen
Spitze einer Leitung ändert,
wenn Kontakt zwischen der distalen Spitze und Herzgewebe hergestellt
wird, können
Tonänderungen
des erzeugten Signals zum Beurteilen des Gewebekontakts verwendet
werden. Des weiteren ändert
sich die Impedanz auch, wenn eine aktive Befestigungseinrichtung
in Gewebe eingebettet wird, wodurch Tonänderungen des Überwachungs-Tonsignals
hervorgerufen werden, die zum Beurteilen des Grads, der Tiefe oder
der Befestigung geeignet sind. In ähnlicher Weise können die
Tonänderungen
verwendet werden, um ein übermäßiges Anwenden
eines Drehmoments auf eine Leitung zu erfassen, wodurch bewirkt
werden kann, dass sich Herzgewebe um die Leitungsspitze wickelt,
wodurch die Impedanz erhöht
wird. Es sei weiter bemerkt, dass Tonänderungen verwendet werden
können,
um die Leitungsposition innerhalb eines Körpers zu bestimmen, weil verschiedene
Gewebetypen verschiedene Impedanzwerte aufweisen. Ob sich ein ausfahrbarer
Befestigungsmechanismus in einer zurückgezogenen oder einer ausgefahrenen
Position befindet, kann auch unter Verwendung von Tonänderungen
in dem Überwachungs-Tonsignal
festgestellt werden. Schließlich kann
die Bewegung einer Leitung innerhalb eines Lumens des Überführungskatheters
unter Verwendung von Tonänderungen
in dem Überwachungs-Tonsignal überwacht
werden. Der Ton ändert
sich beispielsweise, wenn eine Spitzen- und/oder Ringelektrode, die von einer
Leitung getragen werden, über
die distale Spitze des Katheters hinaus vorbewegt werden.
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Gemäß einer
Ausführungsform
der Erfindung ist ein System zur Verwendung beim Überwachen
einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung (IMD) innerhalb
eines Körpers
vorgesehen. Das System umfasst eine erste Schaltung zum Messen der
Impedanz eines Körperabschnitts
in der Nähe
eines vorgegebenen Abschnitts der IMD. Die erste Schaltung kann
ein Filter und einen Verstärker
zum Verarbeiten der gemessenen Impedanzangabe aufweisen. Dieses
Signal kann auch während
eines Kalibrierungsprozesses um einen vom Benutzer wählbaren
Betrag verschoben werden, wodurch ermöglicht wird, dass das System
ein vorgegebenes Tonsignal bereitstellt, wenn sich die IMD in einem
vorgegebenen Zustand befindet. Dies ermöglicht es, dass Änderungen
des IMD-Zustands leichter erfasst werden.
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Gemäß einer
anderen Ausführungsform
der Erfindung kann das System eine Verarbeitungsschaltung zum Verarbeiten
digitalisierter Abtastwerte der gemessenen Impedanzangabe aufweisen.
Auf der Grundlage von Vergleichen zwischen den Signalabtastwerten
und vorgegebenen Kriterien entwickelt die Verarbeitungsschaltung
eine Angabe zum Zustand der IMD wie beispielsweise einer Leitung
und einer zugeordneten Befestigungsvorrichtung. Diese Angabe kann
Informationen einschließen,
die sich auf den Gewebekontakt, den Typ des kontaktierten Gewebes,
das Ausmaß einer
Gewebebefestigung, die Position eines ausfahrbaren/zurückziehbaren
Befestigungsmechanismus und die Position einer IMD in Bezug auf
eine Überführungsvorrichtung
wie ein Katheter beziehen. Die von der Verarbeitungsschaltung erzeugten
Daten können
dem Benutzer auf einer Ausgabevorrichtung in der Art einer LED-Anzeige, eines Druckers
oder eines Anzeigebildschirms bereitgestellt werden. Die Daten können zum
Erzeugen einer virtuellen Darstellung der IMD innerhalb des Körpers eines
Patienten verwendet werden.
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Bevorzugte
Ausführungsformen
werden nun nur als Beispiel anhand der Zeichnung beschrieben. Es
zeigen:
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1 ein
Diagramm, in dem ein in den Körper
eines Patienten implantiertes System einer implantierbaren medizinischen
Vorrichtung (IMD) dargestellt ist,
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2 ein
Blockdiagramm einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung,
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3 eine
als Beispiel dienende Ausführungsform
der Spannungs-Frequenz-Wandlerschaltung aus 2,
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4A ein
Diagramm, in dem Impedanzänderungen
bei einer Unipolarleitung mit einem passiven Befestigungsmechanismus
dargestellt sind,
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4B ein
Diagramm, in dem Impedanzänderungen
bei einer Bipolarleitung mit einem passiven Befestigungsmechanismus
dargestellt sind,
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5A ein
Diagramm, in dem Impedanzänderungen
bei einer Unipolarleitung mit einem aktiven Befestigungsmechanismus
dargestellt sind,
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5B ein
Diagramm, in dem Impedanzänderungen
bei einer Bipolarleitung mit einem aktiven Befestigungsme chanismus
dargestellt sind,
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6 ein
Diagramm, in dem Impedanzänderungen
bei einer mit einem Katheter überführten Bipolarleitung
mit einem aktiven Befestigungsmechanismus dargestellt sind, und
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7 ein
Flussdiagramm, in dem eine Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung dargestellt ist.
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Detaillierte
Beschreibung der Erfindung
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1 ist
ein Diagramm, in dem ein System einer implantierbaren medizinischen
Vorrichtung (IMD) dargestellt ist, das in den Körper eines Patienten implantiert
ist. Das System umfasst eine erste Leitung 14, die in dem
rechten Atrium angeordnet ist, und eine zweite Leitung 16,
die innerhalb des Ventrikels des Herzens 17 angeordnet
ist. Diese Leitungen sind an die IMD 11 angeschlossen,
die wie dargestellt in dem oberen rechten Brustbereich des Patienten 10 implantiert
ist. Diese Leitungen können
beliebige der passiven oder aktiven Befestigungsmechanismen, einschließlich Zinken
oder einer Befestigungshelix, aufweisen, die auf dem Fachgebiet
bekannt sind. Jede der Leitungen kann bipolar oder unipolar sein und
eine oder mehrere Elektroden wie beispielsweise eine Spitzenelektrode 26 und
eine Ringelektrode 28 der Leitung 16 aufweisen.
Die Elektroden erfassen elektrische Signale, die mit der Depolarisation und
der Repolarisation des Herzens einhergehen, und sie können auch
Stimulationsimpulse übertragen,
um eine Depolarisation des Herzgewebes in der Nähe der Elektrode zu bewirken.
Diese Leitungen können
des weiteren jeweils eine oder mehrere Hochspannungselektroden und/oder
einen oder mehrere zusätzliche
Sensoren aufweisen.
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Wenn
eine Leitung innerhalb des Herzens angeordnet wird, wie in 1 dargestellt
ist, ist es wichtig zu gewährleisten,
dass ein ausreichender Kontakt zwischen der Spitzenelektrode und
dem Herzgewebe hergestellt wird. Falls kein ausreichender Kontakt
aufrechterhalten wird, kann das Herzgewebe nicht in geeigneter Weise
durch die abgegebene Stimulation beeinflusst werden. Die vorliegende Erfindung
ist nützlich,
um die Eignung des Gewebekontakts zu analysieren, ohne dass die
Verwendung eines Fluoroskops erforderlich wäre.
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2 ist
ein Blockdiagramm einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung. Eine als Beispiel dienende Leitung 140 ist
mit einer Audiovorrichtung 102 gekoppelt. Die Audiovorrichtung
wird verwendet, um eine hörbare
Signaldarstellung der Impedanz der Leitung 100 an der distalen
Spitze der Leitung zu erzeugen, wie nachstehend erörtert wird.
Die Leitung 100 ist bipolar und weist eine Befestigungshelix 104 und
eine Ringelektrode 106 auf. Das proximale Ende der Leitung 100 weist
einen Stiftverbinder 108 auf, der über einen Leiter 110 elektrisch
mit der Befestigungshelix 104 gekoppelt ist. In ähnlicher Weise
ist ein Ringverbinder 112 elektrisch über einen Leiter 114 mit
der Ringelektrode 106 gekoppelt. Die Leitungsverbinder 110 und 114 können jeweils
eine kabelförmige
oder gewundene Konfiguration aufweisen, wie auf dem Fachgebiet bekannt
ist.
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Der
Stiftverbinder 108 und der Ringverbinder 112 der
Leitung 100 sind mit jeweiligen Verbindern 120 und 122 der
Audiovorrichtung gekoppelt. Dies ermöglicht es, dass die Audiovorrichtung
ein Strom- oder Spannungssignal auf die Leitung gibt, so dass eine
Impedanzangabe zwischen der Helix und den Ringelektroden gemessen
werden kann. Insbesondere kann ein konstantes Strom- oder Spannungssignal
durch den Signalgenerator 124 an die Leiter 130 und 110 angelegt
wer den. Durch anschließendes Messen
der sich ergebenden Spannung oder des sich ergebenden Stroms an
den Leitern 130 und 132 wird eine Angabe der Gewebeimpedanz
erhalten. Diese Impedanzangabe kann verwendet werden, um den Zustand
der Leitung, einschließlich
des Ausmaßes
des Gewebekontakts und der Befestigung, in einer nachstehend erörterten
Weise zu erfassen.
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Wie
voranstehend erwähnt
wurde, wird zum Messen einer Angabe der Gewebeimpedanz ein konstantes
Spannungs- oder Stromsignal an den Leiter 110 angelegt.
Weil die Spannungserfassung im allgemeinen weniger komplex ist als
die Stromerfassung, wird vorzugsweise eine Konstantstromquelle als
Signalgenerator 124 ausgewählt. Gemäß einer Ausführungsform
wird für
diesen Zweck ein Wienscher Brückenoszillator
verwendet, wenngleich auch viele andere Signalgeneratortypen eingesetzt
werden können.
Zur Verhinderung eines Schocks, der zu einer Fibrillation führen kann,
sollte der Signalgenerator einen Strombegrenzer aufweisen. Zusätzlich werden sowohl
die Amplitude als auch die Frequenz des Stroms unter vorbestimmten
Obergrenzen gehalten, um eine unbeabsichtigte Erregung oder Beschädigung des
Myokardgewebes zu verhindern.
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Das
erzeugte Signal kann ein Wechselspannungs- oder ein Gleichspannungssignal
sein. Weil Herzsignale jedoch Frequenzkomponenten zwischen in etwa
Gleichspannung und 300 Hz enthalten, ist ein Sinussignal im Bereich
von 1 kHz bevorzugt. Die Signaleigenschaften können vom Benutzer auswählbar gemacht
werden, indem eine Signalsteuerschaltung 126 bereitgestellt
wird, die mit Benutzersteuerungen zum Auswählen der Amplitude, der Frequenz und/oder
des Wellenformtyps verbunden werden kann, falls dies erwünscht ist.
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Der
Strom wird durch einen Widerstand 134 zugeführt, der
so ausgewählt
ist, dass der Myokardwiderstand unterhalb von 10% des Werts des
Widerstands 134 liegt. Gemäß einer Ausführungsform
wird ein Strom von 100 μA
durch den Widerstand 134 mit einem Wert von 100 kΩ zugeführt. Gemäß einer
anderen Ausführungsform
wird ein Strom von 500 μA durch
den Widerstand 134 zugeführt, der so ausgewählt ist,
dass er einen Wert von 20 kΩ hat.
Schließlich
sind die verschiedenen Komponenten der Audiovorrichtung 102 so
ausgewählt,
dass die Eingangsimpedanz verglichen mit der Myokardimpedanz sehr
hoch ist. Dies führt
zu einer minimalen Signalverzerrung. Gemäß einer Ausführungsform
beträgt die
Eingangsimpedanz der Audiovorrichtung 102 mindestens 10
MΩ.
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Während des
Betriebs wird das Stromsignal über
den Leiter 130 bereitgestellt, während der Leiter 132 auf
Masse gehalten wird. Wenn die Leitung in einen Körper implantiert ist, fließt der Strom über den Leiter 110 zu
der Spitzenelektrode, die in diesem Fall die Befestigungshelix 104 ist.
Der Strom fließt
weiter in das umgebende Gewebe und die Körperflüssigkeit zur Ringelektrode 106,
die über
die Verbindung mit der Audiovorrichtung geerdet ist. Dieser Stromfluss führt zu einer
Spannungsdifferenz, die in einer nachstehend erörterten Weise gemessen wird.
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Wie
voranstehend erörtert
wurde, führt
der Stromfluss auf den Leitern 130 und 132 zu
einer Spannungsdifferenz an den Eingängen einer Vorverstärkerschaltung 144.
Dieser Vorverstärker
ist dafür konfiguriert,
die Signale fünf
bis zehn Mal zu verstärken,
wobei es sich um eine für
das Optimieren von Signal-Rausch-Verhältnissen ausgewählte Verstärkung handelt.
Viele Typen von Instrumentenverstärkern können für eine Verwendung als eine
Vorverstärkerschaltung
angepasst werden, wie beispielsweise der im Handel von Texas Instruments,
Inc. erhältliche
Instrumentenverstärker
INA 114.
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Das
von der Vorverstärkerschaltung 144 erzeugte
Signal wird auf einer Leitung 145 einer Spannungs-Frequenz-Wandlerschaltung 146 zugeführt, die
das Spannungssignal filtert und weiter verstärkt. Dieses Spannungssignal
wird in ein Signal mit einer Frequenz umgewandelt, die zu der Spannung
proportional ist und die in einem Frequenzbereich liegt, der für das menschliche
Ohr hörbar
ist. Dieses Frequenzsignal wird auf einer Leitung 149 einem
Lautsprecher 150 zugeführt.
Es können
viele Lautsprechertypen zur Verwendung innerhalb des Systems ausgewählt werden.
Gemäß einer
Ausführungsform ist
der Lautsprecher ein piezoelektrischer Lautsprecher mit einem Spitze-Spitze-Ausgangsbereich
von vierzig Volt.
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Das
gegenwärtige
System hilft einem Arzt während
einer Implantationsprozedur, indem es eine leicht unterscheidbare
Tonangabe des Zustands der distalen Spitze der Leitung sowie des
Kontakts zwischen der Leitung und Gewebe bereitstellt. Es sei beispielsweise
angenommen, dass eine Bipolarleitung mit einem aktiven Befestigungsmechanismus, wie
in 2 dargestellt ist, in einen Patienten implantiert
wird. Wenn sich die Helix in einer zurückgezogenen Position befindet
und die Leitung in einer stationären
Position gehalten wird, die im Blut innerhalb einer Herzkammer schwebend
ist, bleibt die gemessene Impedanz verhältnismäßig konstant. Daher wird dem
Benutzer durch den Lautsprecher 150 ein im wesentlichen
konstanter Ton bereitgestellt. Wenn die Helix ausgefahren wird,
nimmt die Impedanz ab, was zu einer entsprechenden verringerten
Frequenz des auf der Leitung 149 dem Lautsprecher 150 zugeführten Signals
führt.
Daher nimmt die Höhe
des von dem Lautsprecher erzeugten Tons merklich ab, wodurch der
klinische Arzt auf das Ausfahren der Helix aufmerksam gemacht wird.
Wenn die Leitung als nächstes
in Kontakt mit Gewebe gelangt, nimmt die Impe danz zu, wodurch eine
Erhöhung
des hörbaren
Tons hervorgerufen wird. Wenn die Helix schließlich an dem Gewebe befestigt
wird, nimmt die Impedanz noch weiter zu, woraus sich eine weitere
Erhöhung der
Tonhöhe
des vom Lautsprecher 150 erzeugten Signals ergibt.
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Die
voranstehend erörterten
Tonänderungen bieten
einen einfachen Indikator für
den Zustand einer Befestigungsvorrichtung während einer Implantationsprozedur.
Systeme aus dem Stand der Technik, die Impedanzänderungen messen, lassen sich
nur schwer verwenden. Häufig
sind die Impedanzänderungen
klein und lassen sich daher nur schwer erfassen, wenn ein Bildschirm
zum Anzeigen eines die Impedanzänderungen
angebenden Signals verwendet wird. Des weiteren muss der klinische
Arzt häufig
seine Aufmerksamkeit von der gerade ausgeführten Prozedur abwenden, um
die Anzeige zu konsultieren, wodurch die Prozedur erschwert wird.
Bei Verwendung des gegenwärtigen
Systems können
selbst kleine Impedanzänderungen
leicht durch sich ergebende Tonänderungen
in dem hörbaren
Signal erfasst werden. Diese Änderungen
können
erfasst werden, ohne dass es erforderlich wäre, einen Bildschirm zu konsultieren.
Der Arzt kann daher seine Aufmerksamkeit auf die Leitungsmanipulation
konzentrieren, wodurch die Implantationsprozedur weniger schwierig
und effizienter wird.
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Wenngleich
in 2 die Verwendung einer Bipolarleitung dargestellt
ist, kann das System auch mit einer Unipolarleitung verwendet werden.
In diesem Fall ist die Ringelektrode 114 nicht als der Stromrückflussweg
verfügbar.
Stattdessen muss dieser Weg durch eine Pflasterelektrode 140 bereitgestellt
werden, die mit dem Brustkorb eines Patienten verbunden werden kann
und an einen ergänzenden Verbinder 142 der
Audiovorrichtung angeschlossen werden kann. Gemäß einer anderen Ausführungsform,
bei der das erfindungsgemäße System
in einer nachstehend erörterten
Weise mit einem implantierbaren Pulsgenerator verwendet wird, kann
der Pulsgenerator den Stromrückflussweg
bereitstellen.
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2 zeigt
des weiteren eine Ausgabevorrichtung 152, die einen Anzeigebildschirm,
einen Drucker und/oder einen anderen Anzeigetyp in der Art einer
LED-Anzeige aufweisen kann. Diese Ausgabevorrichtung, die wahlweise
ein integraler Teil der Audiovorrichtung 102 sein kann,
kann ein Signal auf der Leitung 154 empfangen, das die
Impedanzänderung
angibt. Dieses Signal wird zum Bereitstellen einer zusätzlichen
Angabe des Leitungszustands verwendet. Wenn die Ausgabevorrichtung
beispielsweise ein Anzeigebildschirm ist, kann der Bildschirm das verstärkte Spannungssignal
in einem gegebenen Zeitraum anzeigen oder alternativ eine aufgefrischte Darstellung
der Änderungen
des Signals über
einen vorgegebenen Zeitraum bereitstellen. Gemäß einer Ausführungsform
kann der Signalpegel auf der Leitung 154 durch eine nachstehend
erörterte
Verarbeitungsschaltung erzeugt werden. Die Verarbeitungsschaltung überwacht
die Änderungen
der gemessenen Impedanz, um ein virtuelles Bild der Leitung auf einem
Anzeigebildschirm zu erzeugen. Alternativ oder zusätzlich kann
die Ausgabevorrichtung 152 eine LED-Anzeige, um eine Angabe
des Echtzeit-Signalpegels bereitzustellen, oder eine Graphikausgabeanzeige,
welche Änderungen
des überwachten
Signals angibt, aufweisen. Es kann auch ein Drucker bereitgestellt
werden, um eine Papierkopieausgabe des Leitungszustands zu erzeugen.
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Schließlich ist
festzustellen, dass das System mit einer Unipolarleitung verwendet
werden kann, wenngleich 2 die Verwendung einer Bipolarleitung
zeigt. In diesem Fall ist die Ringelektrode 114 nicht als
der Stromrückflussweg
verfügbar.
Stattdessen kann dieser Weg durch eine Pflasterelektrode 156 bereitgestellt
werden, die mit dem Brustkorb eines Patienten verbunden und an einen
ergänzenden
Verbinder 158 der Audiovorrichtung angeschlossen werden
kann.
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3 ist
eine als Beispiel dienende Ausführungsform
der Spannungs-Frequenz-Wandlerschaltung 146 aus 2.
Ein verstärktes
Spannungssignal wird auf der Leitung 145 vom Vorverstärker 144 empfangen
(2). Dieses Signal wird dem Bandpassfilter 200 zugeführt. Das
Bandpassfilter 200 ist dafür eingerichtet, Signale mit
einer Frequenz von etwa 1 kHz durchzulassen. Ein passives RLC-Filter mit
einer Bandbreite von 100 Hz kann zur Bereitstellung dieser Funktionalität ausgewählt werden.
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Das
durch das Bandpassfilter 200 bereitgestellte Signal wird
einer Hauptverstärkerschaltung 202 zugeführt, die
das Signal um einen Betrag verstärkt,
der durch Systembeschränkungen,
einschließlich
des maximalen Versorgungsspannungspegels, vorgeschrieben wird. Gemäß einer
Ausführungsform
beträgt
der maximale Versorgungsspannungspegel zehn Volt, und die Signalverstärkung wird
daher so ausgewählt,
dass eine Signalamplitude zwischen plus zehn Volt und minus zehn
Volt bereitgestellt wird. Es sind viele Verstärkungsschaltungen für eine Verwendung
auf diese Weise verfügbar.
Beispielsweise kann die im Handel von Texas Instruments, Inc. erhältliche
Operationsverstärkerschaltung
OPA27 für
diesen Zweck ausgewählt
werden.
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Das
verstärkte
Signal wird auf einer Leitung 203 einem Spannungsgleichrichter 204 zugeführt. Diese
Schaltung, die ein Vollwellen- oder ein Halbwellengleichrichter
sein kann, wandelt das Wechselspannungssignal auf der Leitung 203 im
wesentlichen in einen Gleichspannungspegel auf einer Ausgangsleitung 207 um.
Eine einfache Ausführungsform
eines Halbwellengleichrichters mit einer Diode, einem Widerstand
und einem Katheter ist auf dem Fachgebiet bekannt. Der Gleichrichter,
der gemäß der vorliegenden
Erfindung verwendet wird, wird so ausgewählt, dass er eine schnelle
Ansprechzeit aufweist und ein Ausgangssignal mit einer sehr geringen Welligkeit
bereitstellt. Dies führt
zur Erzeugung hörbarer
Töne, die
während
Zeiträumen,
in denen die an der Leitungsspitze gemessenen Impedanzpegel im wesentlichen
konstant bleiben, bei einer konstanten Tonhöhe gehalten werden.
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Der
Spannungsgleichrichter 204 führt einer Spannungs-Offsetschaltung 206 auf
einer Leitung 207 ein Signal zu. Die Spannungs-Offsetschaltung kann
verwendet werden, um die Vorrichtung "auf Null zu setzen", wenn sich die Leitung in einem vorgegebenen
Zustand innerhalb des Körpers
befindet. Wenn die Leitung beispielsweise an einer Position gehalten
wird, in der sie in Körperflüssigkeit
schwebt und Gewebe nicht berührt,
wobei sich die Helix in einem zurückgezogenen Zustand befindet,
kann der Benutzer den Offset-Wähler 210 einstellen,
um der Spannungs-Offsetschaltung 206 auf der Leitung 212 einen
vorgegebenen Spannungspegel zuzuführen. Die Spannungs-Offsetschaltung 206 erzeugt
dann auf der Leitung 214 ein Spannungssignal mit einer Amplitude,
die im wesentlichen die Differenz zwischen den Spannungssignalen
auf den Leitungen 207 und 212 ist. Auf diese Weise
kann der Benutzer den Offset-Wähler 210 so
einstellen, dass ein bestimmter Tonwert dem vorgegebenen bekannten
Zustand zugeordnet wird, der in diesem Beispiel durch eine schwebend
angeordnete distale Spitze mit einer zurückgezogenen Helix gegeben ist.
Alternativ kann der Benutzer den Offset-Wähler so einstellen, dass auf
der Leitung 214 eine Spannung von Null bereitgestellt wird,
wenn sich die Leitung in einem vorgegebenen Zustand befindet, so
dass kein hörbarer
Ton erzeugt wird, bevor die Impedanz ansteigt. Die Spannungs-Offsetschaltung 206 kann
unter Verwendung eines von Texas Instruments, Inc. erhältlichen INA114-Instrumentenverstär kers implementiert
werden.
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Das
Signal auf der Leitung 214 kann einem Spannungs-Frequenz-Wandler 216 zugeführt werden,
der wiederum ein Signal auf einer Leitung 218 erzeugt,
dessen Frequenz zur Spannung auf der Leitung 214 proportional
ist. Abhängig
vom Typ der für den
Spannungs-Frequenz-Wandler verwendeten Schaltung kann ein Signal
auf der Leitung 218 bereitgestellt werden, das nur eine
Polarität
aufweist. Das Signal kann beispielsweise nur ins Positive gehen. Zum
Ansteuern des Lautsprechers 150 (2) muss der
Pegel des Signals auf der Leitung 218 verschoben werden,
um positive und negative Komponenten einzuschließen. Dies wird unter Verwendung
eines Pegelschiebers 220 erreicht. Der Pegelschieber 220 gemäß einer
ersten Ausführungsform
kann einen Kondensator aufweisen. Alternativ kann der Pegelschieber 220 gemäß einer
zweiten Ausführungsform eine
Vergleicherschaltung aufweisen, die das Signal auf der Leitung 218 als
eine Eingabe empfängt.
Eine Konstantspannungsamplitude, die in etwa auf der Hälfte zwischen
den minimalen und den maximalen Spannungen des Signals auf der Leitung 218 liegt, wird
als die andere Eingabe ausgewählt.
Hierdurch wird bewirkt, dass der Vergleicher ein Signal auf der Leitung 149 erzeugt,
dessen Frequenz im wesentlichen gleich dem Signal auf der Leitung 218 verschoben
ist, wobei jedoch die Offset-Gleichspannung beseitigt ist. Überdies
schaltet das Signal zwischen den von der Leistungsversorgung zugelassenen
Spannungsbereichen hin und her. Falls beispielsweise dem Vergleicher
eine Versorgungsspannung zwischen plus zwölf Volt und minus zwölf Volt
zugeführt wird,
schaltet die sich ergebende Wellenform im wesentlichen zwischen
diesen beiden Spannungsbereichen hin und her. Daher hat diese zweite
Ausführungsform,
verglichen mit der ersten Ausführungsform,
den Vorteil, dass sie eine maximale Ansteuerfähigkeit für den Lautsprecher 150 bereitstellt.
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3 weist
auch eine optionale Verarbeitungsschaltung auf. Diese Schaltung
kann einen Analog-Digital-Wandler (A/D-Wandler) 230 aufweisen.
Der A/D-Wandler 230 empfängt eine Spannungswellenform
auf einer Leitung 228 und erzeugt wiederum digitale Abtastwerte
der Wellenform, die im Direktzugriffsspeicher (RAM) 232 gespeichert
werden können.
Diese Abtastwerte können
von einer Verarbeitungsschaltung 234 analysiert werden,
die von Mikrocode gesteuert arbeitet, der im RAM und/oder im Nurlesespeicher
(ROM) 236 gespeichert ist. Die Verarbeitungsschaltung kann
die Änderungen des
digitalisierten gespeicherten Signals im Laufe der Zeit analysieren.
Zusätzlich
oder alternativ kann die Verarbeitungsschaltung die Abtastwerte
in Vergleich zu einem im Speicher gespeicherten Abtastwertmuster
analysieren. Das Abtastwertmuster kann erwartete Impedanzänderungen
für einen
bestimmten Leitungstyp darstellen, wenn eine Implantationsprozedur
fortschreitet.
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Auf
der Grundlage der von der Verarbeitungsschaltung 234 ausgeführten Analyse
können Signale
auf der Leitung 154 bereitgestellt werden, um eine Anzeige
zu erzeugen. Die Anzeige kann eine virtuelle Darstellung des aktuellen
Zustands der Leitung innerhalb des Körpers auf der Grundlage des
von der Verarbeitungsschaltung bestimmten Zustands aufweisen. Diese
Anzeige kann auf der Ausgabevorrichtung 152 erzeugt werden,
die, wie voranstehend erwähnt
wurde, einen Anzeigebildschirm aufweisen kann. Alternativ kann an
der Ausgabevorrichtung 152, von der Verarbeitungsschaltung 234 gesteuert, jeder
andere Typ einer Anzeige bereitgestellt werden, die den Zustand
der Implantationsprozedur angibt. Gemäß einer Ausführungsform
kann auch das auf der Leitung 207 vom Spannungsgleichrichter 204 bereitgestellte
Spannungssignal, beispielsweise auf einer LED-Anzeige 240,
angezeigt werden. Es können
auch andere Spannungspegel, wie die auf der Leitung 214 bereitgestellte
Spannung, angezeigt werden, falls dies erwünscht ist.
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Die
Verarbeitungsschaltung kann eine Eingabe von einer oder mehreren
Eingabevorrichtungen 238 empfangen. Diese Eingabevorrichtungen
sind erforderlich, um der Verarbeitungsschaltung anzuzeigen, welcher
Typ der Leitung, des Leitungsüberführungssystems
und/oder des Befestigungsmechanismus während einer gegebenen Implantationsprozedur
verwendet wird. Die Eingabevorrichtung kann eine Tastatur, eine
Maus, einen Berührungsbildschirm,
einen oder mehrere Knöpfe,
Wählscheiben, Drucktasten
und/oder einen beliebigen anderen Typ einer auf dem Fachgebiet bekannten
Eingabevorrichtung einschließen.
Die Verwendung der vom Benutzer bereitgestellten Daten wird nachstehend
weiter erörtert.
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Die
Impedanzänderungen,
die mit einer Implantationsprozedur verbunden sind, hängen von
dem für
die Leitung und das Leitungsüberführungssystem verwendeten
Typ sowie vom Typ des zusammen mit der Leitung verwendeten Befestigungsmechanismus ab.
Die folgende Diskussion beschreibt die Impedanzänderungen, die bei mehreren üblicherweise
verwendeten Konfigurationen medizinischer elektrischer Leitungen
auftreten.
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4A ist
ein Diagramm, in dem Impedanzänderungen
während
einer Implantationsprozedur dargestellt sind, wobei eine Unipolarleitung
mit einem passiven Befestigungsmechanismus in der Art von Zinken,
die sich an der distalen Spitze der Leitung befinden, verwendet
wird. Vor der Zeit T1 ist die distale Spitze der Leitung, die den
Befestigungsmechanismus aufweist, in einer Herzkammer schwebend
angeordnet. Zur Zeit T1 wird Kontakt mit dem Myokardgewebe hergestellt,
was zu einer Abnahme des gemessenen Impedanzpegels führt. Dieser
Impedanzabfall tritt auf, weil der Fluss von Strom zurück zu dem
Messsystem in der Art der Au diovorrichtung 102 durch den
Gewebekontakt tatsächlich
erleichtert wird. Gemäß der vorliegenden
Erfindung ist der Impedanzabfall mit einem entsprechenden Abfall
der Tonhöhe
eines vom Lautsprecher 152 erzeugten hörbaren Tons verbunden, wodurch
der klinische Arzt auf den Gewebekontakt aufmerksam gemacht wird. Zusätzlich führt die
instabile Position der distalen Spitze der Leitung, die beim Gewebekontakt
auftritt, zu veränderlichen
Tonwerten im hörbaren
Signal, während
die erzeugten Töne
verhältnismäßig konstant
bleiben, wenn kein Gewebekontakt auftritt.
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Es
sei bemerkt, dass sich die Impedanzänderung, die beim Gewebekontakt
auftritt, mit dem Typ des kontaktierten Gewebes ändert. Dies ist unabhängig davon
der Fall, ob passive oder aktive Befestigungsmechanismen verwendet
werden. Die gemessene Impedanz des Gewebes bietet daher eine Angabe
des Orts der Leitung innerhalb des Gefäßsystems. Impedanzmessungen
liefern auch einen Hinweis auf die Gesundheit des Gewebes, weil
eine Gewebebeschädigung
infolge eines Infarkts und/oder des Einsetzens bestimmter Herzbedingungen
zu Impedanzänderungen
innerhalb des Gewebes führt.
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4B ist
ein Diagramm, in dem Impedanzänderungen
während
einer Implantationsprozedur dargestellt sind, bei der eine Bipolarleitung
mit einem passiven Befestigungsmechanismus verwendet wird. Während der
Zeit T1 ist die distale Spitze der Leitung im Blut schwebend angeordnet.
Zur Zeit T1 wird Kontakt mit Myokardgewebe hergestellt, was zu einer
Impedanzerhöhung
führt.
Dies geschieht, weil der Stromfluss zwischen der Spitzen- und der
Ringelektrode durch den Kontakt mit dem dazwischenliegenden Gewebe
behindert wird. Diese Impedanzerhöhung ist mit einer entsprechenden
Erhöhung
der Tonhöhe
des hörbaren
Signals verbunden.
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5A ist
ein Diagramm, in dem Impedanzänderungen
wäh rend
einer Implantationsprozedur dargestellt sind, bei der eine Unipolarleitung
mit einem aktiven Befestigungsmechanismus in der Art einer an der
distalen Spitze der Leitung angeordneten Befestigungshelix verwendet
wird. Vor der Zeit T1 ist die distale Spitze der Leitung in einer
Herzkammer schwebend angeordnet, wobei die Helix zurückgezogen
ist. Zur Zeit T1 wird die Helix ausgefahren, wodurch das Abfallen
der Impedanz hervorgerufen wird. Zur Zeit T2 wird die Leitung so
positioniert, dass die Helix in Kontakt mit dem Myokardgewebe gelangt, wodurch
eine Impedanzerhöhung
hervorgerufen wird. Zur Zeit T3 wird die Helix in das Gewebe vorbewegt,
wodurch ein erneuter Impedanzabfall hervorgerufen wird. Die Tonänderungen
können
zum Bestimmen des Befestigungsgrads der Helix verwendet werden.
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Wie
auf dem Fachgebiet bekannt ist, besteht ein Mechanismus zum Feststellen,
ob ein Befestigungsmechanismus an dem Gewebe angebracht worden ist,
darin, das zu überwachen,
was als "Verletzungsstrom" bekannt ist. Dieses
Phänomen,
das die natürliche
physikalische Antwort des Körpers
auf eine Verletzung ist, ist mit einer Spannungspotentialdifferenz
verbunden, die innerhalb des Körpergewebes
auftritt, das eine Beschädigung
erlitten hat. Einige Ärzte überwachen
dieses Phänomen,
um festzustellen, ob eine aktive Befestigungsvorrichtung das Myokard
durchdrungen hat. Dieser Mechanismus ermöglicht es einem Benutzer jedoch
nicht, den Grad der Gewebedurchdringung zu beurteilen. Die vorliegende
Erfindung betrifft einen verbesserten Mechanismus zum Bestimmen
der Tiefe, bis zu der eine aktive Befestigungsvorrichtung in Gewebe
eingebettet ist.
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5B ist
ein Diagramm, in dem Impedanzänderungen
während
einer Implantationsprozedur, bei der eine Bipolarleitung mit einem
aktiven Befestigungsmechanismus eingesetzt wird, dargestellt sind. Vor
der Zeit T1 ist die distale Spitze der Leitung in einer Herzkammer
schwebend angeordnet, wobei die Helix zurückgezogen ist. Zur Zeit T1
wird die Helix ausgefahren, wodurch der Impedanzabfall hervorgerufen
wird. Zur Zeit T2 wird die distale Spitze der Leitung so positioniert,
dass die Helix in Kontakt mit dem Myokardgewebe gelangt, wodurch
eine Impedanzerhöhung
hervorgerufen wird. Zur Zeit T3 wird die Helix in das Gewebe vorbewegt,
wodurch eine erneute Erhöhung
der Impedanz hervorgerufen wird.
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Die
Erhöhungen
und Verringerungen der Impedanz, die in 5 dargestellt
sind, sind jeweils mit einer Erhöhung
oder Verringerung der Höhe
des vom Lautsprecher 150 erzeugten Tons verbunden. Dies macht
den geschulten Benutzer auf den Zustand der distalen Spitze der
Leitung, einschließlich
des Ausmaßes
des beim Befestigungsmechanismus auftretenden Gewebekontakts, aufmerksam.
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6 ist
ein Diagramm, in dem Impedanzänderungen
dargestellt sind, die mit einer durch einen Katheter überführten Bipolarleitung
mit einem aktiven Befestigungsmechanismus verbunden sind. Vor der Zeit
T1 befindet sich die Leitung innerhalb eines Lumens des Katheters,
wobei die Helix ausgefahren ist, und der Katheter ist innerhalb
der Herzkammer schwebend angeordnet. Zur Zeit T1 wird die Leitung innerhalb
des Katheterlumens vorbewegt, so dass sich die Helix über die
distale Spitze des Katheters hinaus erstreckt, was zu einer Verringerung
des gemessenen Impedanzwerts führt.
Zur Zeit T2 wird die Ringelektrode der Leitung über die distale Spitze des Katheters
hinaus ausgefahren, was zu einer zusätzlichen Verringerung der Impedanz
führt.
Zur Zeit T3 berührt
die Helix das Gewebe, wodurch eine Impedanzerhöhung hervorgerufen wird. Zur
Zeit T4 wird die Helix in das Gewebe vorbewegt, woraus sich eine zusätzliche
Erhöhung
der gemessenen Impedanz ergibt. Ähnlich
wie voranstehend er wähnt
ist jede Erhöhung
oder Verringerung der Impedanz mit einer entsprechenden Erhöhung bzw.
Verringerung der Tonhöhe
des hörbaren
Signals verbunden.
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Wie
voranstehend erwähnt
wurde, beeinflusst der Typ des Überführungssystems,
der Leitung und des Befestigungsmechanismus den Typ des Impedanzprofils,
das erwartet werden kann, wenn die Leitung überführt wird. Jeder Typ der Leitung,
des Überführungssystems
und des Befestigungsmechanismus ist in einer der voranstehend erwähnten ähnlichen
Weise mit einem eindeutigen Impedanzprofil verbunden. Wenn demgemäß eine mikroprozessorbasierte
Analyse verwendet wird, wie voranstehend mit Bezug auf 3 erörtert wurde,
muss der Typ der Leitung und des Überführungssystems für die Verwendung
durch das Verarbeitungssystem während der
Analyse ausgewählt
werden, was unter Verwendung von Eingabevorrichtungen 238 (3)
erreicht werden kann.
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7 ist
ein Flussdiagramm, in dem eine Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung dargestellt ist. Das System kann für eine bestimmte Leitung, einen
bestimmten Befestigungsmechanismus und ein bestimmtes Überführungssystem
konfiguriert werden, wobei eine Benutzerschnittstelle in der Art der
Eingabevorrichtung 238 verwendet wird (200). Ein
erstes Signal kann einer IMD zugeführt werden, und ein zweites
Signal, das die Impedanz in einem Abschnitt des Körpers proximal
zur IMD angibt, kann gemessen werden (202). Das Signal
kann gefiltert und/oder verstärkt
werden (204) und dann in ein Signal mit einer zu der Amplitude
des gemessenen Signals proportionalen Frequenz, die im hörbaren Bereich
liegt, umgewandelt werden (206). Dieses Signal wird dem
Benutzer unter Verwendung eines Lautsprechers oder einer anderen ähnlichen
Vorrichtung bereitgestellt. Dies kann unter Verwendung eines Spannungs-Frequenz-Signalwandlers
geschehen, wie voranstehend erörtert
wurde. Zusätzlich
kann dem Benutzer über
eine oder mehrere zusätzliche Ausgabevorrichtungen
in der Art eines Druckers, einer Graphikanzeige, eines Anzeigebildschirms
oder eines anderen Typs auf dem Fachgebiet bekannter Ausgabevorrichtungen
eine Darstellung des gemessenen Signals und/oder des hörbaren Signals
bereitgestellt werden (208).
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Das
gemessene Signal kann digitalisiert und unter Verwendung einer Verarbeitungsschaltung
verarbeitet werden (210). Bei dieser Analyse kann das gemessene
Signal unter Verwendung einer regelbasierten Analyse oder unter
Verwendung eines anderen Typs eines Analysemechanismus mit im Speicher
gespeicherten akustischen Mustern verglichen werden. Auf der Grundlage
dieser Analyse können von
der Verarbeitungsschaltung zusätzliche
Zustandsinformationen abgeleitet werden und einer Ausgabevorrichtung
bereitgestellt werden. Diese zusätzlichen
Zustandsinformationen sowie das hörbare Signal können Informationen
bereitstellen, die sich auf das Ausmaß, die Stabilität und/oder
den Grad der Befestigung, der mit dem Gewebekontakt verbunden ist,
den Typ und den Zustand des Gewebes, der in Kontakt mit einer IMD
steht, den IMD-Ort, den Grad der mit einem zurückziehbaren aktiven Befestigungsmechanismus
verbundenen Erstreckung und die Position der IMD in Bezug auf ein Überführungssystem beziehen.
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Die
voranstehend beschriebene Vorrichtung kann als eine alleinstehende
Vorrichtung verwirklicht werden oder in eine Programmiereinrichtung
in der Art der Programmiereinrichtung vom Modell 9790, das im Handel
von Medtronic Corporation erhältlich ist,
aufgenommen werden. Zusätzlich
kann das System mit einem Katheter zum Messen der Impedanz der Katheterspitze
oder einem anderen Typ einer implantierbaren Vorrichtung verwendet
werden, die eine elektrische Stimulation an Gewebe abgibt oder die
an einem distalen Ende ein leitendes Element oder eine Elektrode
aufweist. Wenngleich die voranstehend erwähnte als Beispiel dienende
Beschreibung die Verwendung der Erfindung innerhalb des Herz-Kreislaufsystems
betrifft, kann sie ebenso nützlich
bei der Navigation in einem anderen Abschnitt des Körpers sein.
Es sind viele alternative Ausführungsformen
des erfindungsgemäßen Systems
möglich,
und sie werden Fachleuten einfallen. Beispielsweise sind viele der
verschiedenen in den 2 und 3 dargestellten
Schaltungen in hohem Maße
optional. Der Offset-Wähler 210 und
die Spannungs-Offsetschaltung 206 sind nicht erforderlich und
können
fortgelassen werden. Ähnlich
sind die Verarbeitungsschaltung 234 und die zugehörige Schaltungsanordnung
optional. Daher ist zu verstehen, dass der Schutzumfang der Erfindung
durch die in den folgenden Ansprüchen
dargelegten Strukturen bestimmt ist.