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Die
Erfindung bezieht sich im Allgemeinen auf Schrittmacher oder andere
implantierbare Herzstimulationsgeräte und im Besonderen auf Techniken zur
Reduzierung des Ausmaßes
des evozierten Reaktions-Bleed-Through auf elektrische Polarisationsmessungen,
welche in Verbindung mit der Kalibrierung eines automatischen Festhaltesystems
eines implantierbaren Herzstimulationsgerätes, z.B. eines implantierbaren
Schrittmachers, eines Cardioverter/Defibrillators (ICD) oder ähnlicher
Geräte,
ausgeführt
werden.
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Ein
Schrittmacher ist ein medizinisches Gerät, typischerweise in einem
Patienten implantiert, welches elektrische Stimulationsimpulse an
ausgewählte
Herzkammern liefert, d. h. die Atrien bzw. die Ventrikel. Solche
Stimulationsimpulse bewirken, dass das Muskelgewebe des Herzens
(Herzmuskelgewebe) depolarisiert und sich zusammenzieht, und bewirken
somit, dass das Herz mit einer kontrollierten Frequenz schlägt.
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Die
meisten Schrittmacher können
so programmiert werden, dass sie in einem „Demand Modus" (Bedarfs-Mode) arbeiten,
d. h. sie erzeugen Stimulationsimpulse und liefern diese zum Herzen
nur wenn das Herz fehlerhafterweise nicht alleine schlägt. Zu diesem
Zweck nimmt der Schrittmacher Herzaktivität, d. h. Herzschläge, wahr,
und falls die Herzschläge
nicht mit einer vorgegebenen Frequenz auftreten, dann werden die
Stimulationsimpulse erzeugt und an eine entsprechende Herzkammer
geliefert, entweder die Atrien oder die Ventrikel, um das Herz zum
schlagen zu zwingen.
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Bei
Betrieb im Bedarfs-Mode definiert der Schrittmacher eine Zeitspanne,
welche man im Allgemeinen „Escape-Intervall" bezeichnet (welches
im Weiteren, abhängig
von der Betriebsart des Schrittmachers, eventuell entweder als „Atrien-Escape-Intervall„ oder
als „Ventrikel-Escape-Intervall„ bezeichnet
wird), welche etwas länger
als die Zeitspanne zwischen normalen Herzschlägen ist. Beim Wahrnehmen eines
solchen „natürlichen" (nicht stimulierten
oder nicht-ge-paced) Herzschlages innerhalb des vorgesehenen Zeitraumes,
wird das Escape-Intervall zurückgesetzt
und ein neues Escape-Intervall wird begonnen. Ein Stimulations-
(oder Pacing-) Impuls wird beim Feststellen dieses neuen Escape-Intervalls erzeugt,
außer
ein natürlicher
Herzschlag wird wieder während
des Escape-Intervalls wahrgenommen. Auf diese Art und Weise werden
Stimulationsimpulse auf Anforderung erzeugt, d. h. nur bei Bedarf,
um die Herz frequenz bei einer bestimmten Frequenz beizubehalten,
welche nie unter eine vom Escape-Intervall gesetzte Frequenz fällt.
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Die
Herzfrequenz wird durch das Prüfen
der elektrischen Signale überwacht,
welche offensichtlich gleichlaufend mit der Depolarisation oder
Kontraktion des Herzmuskelgewebes sind. Die Kontraktion des Ventrikel-Muskelgewebes
wird durch die Erzeugung einer P-Welle überwacht. Die Kontraktion des
Atrium-Muskelgewebes wird durch die Erzeugung einer R-Welle (manchmal
als „QRS-Komplex" bezeichnet) überwacht.
Die Folge von elektrischen Signalen, welche P-Wellen gefolgt von
R-Wellen (oder QRS-Komplexen) darstellen, kann von innerhalb oder
aus der Nähe
des Herzens, durch die Verwendung von Wahrnehmungsleitungen, welche
im oder auf dem Herz implantiert sind, z.B. Schrittmacherleitungen
oder durch die Verwendung von externe Elektroden, die an der Haut
des Patienten befestigt werden, wahrgenommen werden.
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Die
meisten modernen implantierbaren Schrittmacher sind programmierbar.
Das heißt,
sowohl das Grund-Escape-Intervall (Ventrikel bzw. Atrium) des Schrittmachers
als auch die Empfindlichkeit (Schwellenwert) der Wahrnehmungsschaltung,
welche im Schrittmacher zur Wahrnehmung von P-Wellen bzw. R-Wellen verwendet wird,
und viele andere Betriebsparameter des Schrittmachers können, durch
Programmieren während
der Implantation oder danach, festgesetzt werden, je nach Bedürfnis des jeweiligen
Patienten. Daher kann der Schrittmacher je nach gewünschter
Leistung programmiert werden.
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Der
Betrieb eines Schrittmachers wie oben beschrieben setzt voraus,
dass ein durch den Schrittmacher erzeugter Stimulationsimpuls das „Festhalten" (Capture) erzielt.
Wie hier verwendet bezieht sich der Ausdruck „Capture" auf die Fähigkeit eines vorhandenen Stimulationsimpulses,
welcher von einem Schrittmacher erzeugt wird, Depolarisation des Herzmuskels
zu bewirken, d. h. zu bewirken, dass der Herzmuskel sich zusammenzieht
oder das Herz zum „Schlagen" bringt. Ein Stimulationsimpuls,
welcher das Herz nicht festhält
ist somit praktisch wie ein Stimulationsimpuls der gar nicht erzeugt
wurde, da er das Herz nicht zum Schlagen gebracht hat. Solch ein „erfolgloser" Stimulationsimpuls
bedeutet nicht nur Energieverschwendung – Energie von einer begrenzten
Energiequelle (z.B. einer Batterie) des Schrittmachers abgezogen – sondern
könnte,
sogar schlimmer, falsche Information an die logischen Schaltkreise
des Schrittmachers liefern. Das heißt die logischen Schaltkreise
des Schrittmachers können
voraussetzen, dass jeder durch den Schrittmacher erzeugte Stimulationsimpuls
das Herz „gefangen" hat. Falls der Stimulationsimpuls
das Herz nicht fängt, dann
kontrollieren die logischen Schaltkreise des Schrittmachers den
Betrieb des Schrittmachers; dies könnte auf falscher Information
basieren und den Schrittmacher somit auf unsachgemäße Art und
Weise kontrollieren. Somit gibt es für einen Schrittmacher einen
entscheidendes Bedürfnis,
genau zu bestimmen ob ein gegebener Stimulationsimpuls ein Festhalten
herbeigeführt
hat.
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Während es
viele Faktoren gibt, die beeinflussen ob ein vorhandener Stimulationsimpuls
ein Festhalten herbeiführt,
ist ein wesentlicher Faktor die Energie des Stimulationsimpulses.
Die Energie des Stimulationsimpulses wird hingegen von der Größe und Breite
des Stimulationsimpulses bestimmt, welcher vom Schrittmacher erzeugt
wird. Vorteilhafterweise sind in einem programmierbaren Schrittmacher
sowohl die Größe als auch
die Impulsbreite des Stimulationsimpulses Parameter, die programmierbar
kontrolliert werden oder auf einen gewünschten Wert gesetzt werden
können.
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Ein
implantierbarer Schrittmacher erlangt seine Betriebsenergie, einschließlich der
Leistung um einen Stimulationsimpuls zu erzeugen, von einer Batterie.
Die benötigte
Leistung zur wiederholten Erzeugung eines Stimulationsimpulses dominiert
die gesamte von einem Schrittmacher verbrauchte Leistung. Daher,
in dem Masse in dem die Leistung mit dem zugehörigen Stimulationsimpuls minimiert
werden kann, kann die Lebensdauer der Batterie verlängert werden
bzw. Größe und Gewicht
der Batterie verringert werden. Wenn jedoch die Leistung zugehörig zu einem
Stimulationsimpuls zu stark verringert wird, kann der Stimulationsimpuls
das Festhalten leider nicht dauernd herbeiführen. Somit ist es für einen Schrittmacher
wünschenswert
die Leistung eines Stimulationsimpulses auf einen angemessenen Wert abzustimmen,
welcher ausreichend Energie für
das Festhalten herbeiführt,
d. h. zur Erzeugung einer evozierten Reaktion; wendet jedoch keine
erhebliche Energie über
derjenigen zum Herbeiführen
des Festhaltens.
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Anfangs
war die gängigste
Technik, um die Stimulationsenergie bei einer angemessenen Schwelle
abzustimmen, „manuell", und zwar durch die
Benutzung der programmierbaren Eigenschaften des Schrittmachers.
Das heißt
während
der Implantierungsdauer, hat ein Kardiologe oder ein anderer Arzt
einige vorausgehende Stimulationstests ausgeführt, um zu bestimmen wieviel
Energie ein gegebener Stimulationspuls besitzen muss, um ein Festhalten
bei einer gegebenen Platzierung des Gewebes herbeizuführen. Falls
die vorausgehenden Stimulationstests andeuten, dass die Capture-Schwelle
hoch ist (verglichen mit einem gewöhnlichen Patienten) dann wird
die Leitung neu positioniert bis eine „gute" Schwelle gefunden wird.
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Wenn
bestimmt wurde, dass die Schwellen annehmbar sind, wird die Stimulationsdiode
an Ort und Stelle gelassen und die Größe bzw. Breite des Stimulationspulses
wird auf eine Schwelle gesetzt, welche normalerweise 2 oder 3 mal
Größer als
die Größe bzw.
Breite des Stimulationspulses in den vorausgehenden Stimulationstests
ist. Der Energiezuwachs über
und unterhalb der Energie, welche ein Festhalten herbeiführt, wird „Sicherheits-
Spielraum" genannt.
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Während der
akuten Phase, z.B. über
mehrere Tage oder Wochen nach der Implantierung, ändert sich
die Stimulationspulsenergie, welche benötigt wird um ein Festhalten
herbeizuführen,
normalerweise. Die Stimulationspulsenergie wird also als „Capture
bestimmende Schwelle" bezeichnet.
Daher, wenn man einen Sicherheits-Spielraum in der Stimulationspulsenergie
hat, ermöglicht
es dem vom Schrittmacher erzeugten Stimulationspuls, trotz Änderungen
in der Capture bestimmenden Schwelle, weiterhin ein Festhalten herbeizuführen. Leider
stellt viel von der Energie, welche zugehörig zum Sicherheits-Spielraum ist, jedoch
verschwendete Energie dar und verkürzt die Lebenszeit der Batterie.
Außerdem
ist nach der akuten Phase (wenn die Leitung in der chronischen Phase
sein soll) die Capture-bestimmende
Schwelle typischerweise viel niedriger als diejenige, die bei der
Implantierung bestimmt wird. Somit ist während der chronischen Phase
der Sicherheits-Spielraum, der während
der Implantierung als notwendig bestimmt wurde, extrem verschwenderisch,
falls er unüberprüft bleibt.
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Heutige
Schrittmacher enthalten ein automatisches Capture-System (siehe
zum Beispiel AUTOCAPTURE TM Pacing System)
wird von Pacesetter, Inc. verwendet, welches nach der Implantierung
des Schrittmachers automatisch die Capture-bestimmende Schwelle
bestimmt and die Stimulationspulsenergie entsprechend setzt. Das
automatische Capture-System bestimmt auch periodisch wieder die
Capture-bestimmende Schwelle und die Stimulationspulsenergie wird
neu gesetzt. Daher steigt die Stimulationspulsenergie je nach Bedarf
um das Capture beizubehalten, falls die Schwelle mit der Zeit steigt.
Alternativ, falls die Schwelle mit der Zeit sinkt, wird die Stimulationspulsenergie
je nach Bedarf verringert, damit keine Energie nutzlos verschwendet
wird.
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Ein
typisches automatisches Capture-System arbeitet durch das Verwenden
einer Folge von Stimulationspulsen auf das Herzgewebe mit unterschiedlichem
Impulsenergie-Ausmaß und
bestimmt die niedrigste Stimulationspulsenergie, die ausreicht um
Capture zu erzielen. Um zu bestimmen ob Capture durch einen Stimulationspuls
erzielt wurde, sucht das automatische Capture System nach einer
evozierten Reaktion (ER), welche dem Impuls folgt. Falls keine evozierte
Reaktion erkannt wird, schließt
der Schrittmacher daraus, dass der Stimulationspuls nicht ausreichend
Energie hatte um Capture zu erzielen. Fall jedoch eine evozierte
Reaktion erkannt wird, schließt
der Schrittmacher daraus, dass der Stimulationsimpuls ausreichend
Energie für
das Capture-Erzielen hatte.
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Spezieller,
wenn Capture auftritt wird die evozierte Reaktion durch eine Intra-Herz-P-Welle oder
R-Welle (welche typischerweise eine andere Morphologie hat, oder
Wellen-Form, als eine inhärente
P-Welle oder R-Welle, welche aus natürlichen Herz-Kontraktionen
resultiert) repräsentiert,
welches eine Kontraktion des zugehörigen Herzgewebes als Reaktion
auf den verwendeten Stimulationsimpuls andeutet. Bei der Benutzung
einer solchen evozierten Reaktions-Technik beispielsweise, falls
ein Stimulationsimpuls (nachstehend als V-Impuls bezeichnet) an
der Ventrikel verwendet wird, wird jede Reaktion, welche von den
Ventrikel-Wahrnehmungsschaltungen des Schrittmacher wahrgenommen
wird, welche sofort der Verwendung des V-Impulses folgt, für eine evozierte
Reaktion gehalten, die ventrikuläres Capture
beweist. Ähnlicherweise,
falls ein Stimulationsimpuls (nachstehend als A-Impuls bezeichnet) am
Atrium verwendet wird, wird jede Reaktion, welche von den Atrium-Wahrnehmungsschaltungen
des Schrittmacher wahrgenommen wird, welche sofort der Verwendung
des A-Impulses folgt, für
eine evozierten Reaktion gehalten, die atriales Capture beweist.
Ein spezielles automatisches Capture-System wird im Einzelnen im
U.S. Patent 5,417,718 (Kleks at al.) beschrieben, welches hierin
als Referenz enthalten ist.
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Ein
Problem mit der evozierten Reaktionserkennung ist, dass das Signal,
welches von den Ventrikel- bzw.
Atrium-Wahrnehmungsschaltungen wahrgenommen wird, welches sofort
der Verwendung eines V-Pulses
bzw. A-Pulses folget, vielleicht gar keine evozierte Reaktion ist.
Stattdessen ist es vielleicht Rauschen, entweder elektrisches Rauschen
verursacht durch zum Beispiel elektromagnetische Interferenz (EMI),
oder Herzmuskelrauschen verursacht durch zufällige Herzmuskel- oder andere
Kontraktionen (Muskel-„Zucken"). Alternativ könnte das,
was von den Ventrikel- bzw. Atrium-Wahrnehmungsschaltungen wahrgenommen
wird, eine natürliche
inhärente
R-Welle oder P-Welle, welche nur zufällig, unmittelbar der Applikation
von nicht-festhaltenden V-Impulsen oder A-Impulsen folgend, auftritt.
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Ein
anderes Signal, welches die Erkennung einer evozierten Reaktion
stört und
möglicherweise das
am schwierigsten zu handhabende ist, da es normalerweise in verschieden
Stufen vorhanden ist, ist die Leitungspolarisation. Leitungspolarisation
wir durch elektrochemische Reaktionen verursacht, welche bei der
Schnittstelle Leitung-Gewebe auftreten, wegen der Verwendung von
elektrischen Stimulationsimpulsen, A-Impulse oder V-Impulse, auf
einer solchen Schnittstelle (Die Leitung-Gewebe-Schnittstelle ist
der Punkt wo die Elektrode der Schrittmacher-Leitung mit dem Herzmuskel
in Kontakt tritt. Solch ein Punkt ist normalerweise innerhalb des
Atriums oder des Ventrikels, angenommen, dass die Endokardkissen-Stimulations-Leitungen
angewendet werden). Da leider die evozierte Reaktion durch dieselbe
Elektrode, durch welche der A-Impuls oder V-Impuls geliefert wird,
wahrgenommen wird, kann das resultierende Polarisationssignal, welches
an solch einer Elektrode vorhanden ist, die evozierte Reakti on beschädigen, welche
von den Wahrnehmungsschaltungen des Schrittmachers wahrgenommen
wird. Sogar noch schlimmer ist hier die Tatsche, dass das Leitungspolarisationssignal
nicht einfach charakterisiert ist. Es ist eine komplexe Funktion
des Leitungsmaterials, Leitungsgeometrie, Gewebeimpedanz, Stimulationsenergie,
und vieler anderer Variablen, wobei sich die meisten davon dauernd ändern.
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In
jedem Fall ist das Resultat das gleiche – eine potentiell falsche positive
Erkennung der evozierten Reaktion. So eine falsche positive Erkennung führt zu einer
falschen „Capture-Andeutung", welche wiederum
zu fehlenden Herzschlägen
führen
kann, was eine höchst
unerwünschte
Situation ist. Folglich wurden Techniken zur Messung des Ausmaßes von Polarisation
entwickelt und dann zum Erkennen der wahrgenommenen evozierten Reaktion
mittels der gemessenen Polarisation, um somit den nachteiligen Effekt
von Leitungs-Polarisation auf die evozierte Reaktion zu verringern
oder auszuschalten.
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Soweit
es Polarisationsmessungen betrifft, messen heutige Schrittmacher
typischerweise die Polarisation im lebenden Organismus durch die
Verwendung von zwei Schrittmacher-Impulsen am Herzen, mit einem
Zeitabstand von weniger als die natürliche Refraktärzeit des
Herzens. (Die natürliche
Refraktärzeit
des Herzens ist die Zeitspanne, welche der Depolarisation oder Kontraktion
des Herzgewebes folgt, während
der das Herzgewebe nicht noch einmal depolarisieren kann. Die natürliche Refraktärzeit, welche
man für
eine Repolarisationszeit halten könnte, kann zwischen 100–200 Millisekunden
oder mehr variieren.) Typischerweise werden die zwei Impulse mit
einem Abstand von 60–90
Millisekunden verwendet. Die evozierte Reaktion wird nach dem ersten
Impuls, in einem Fenster von ungefähr 50 Millisekunden, welches
nach einem Austastfenster von 6–15
Millisekunden auftritt, gemessen. Der zweite Impuls tritt auf während das
Herzgewebe refraktär
ist. Polarisation wird auch während
einem Messfenster von ungefähr
50 Millisekunden, nach dem zweiten Impuls aber immer noch innerhalb
der Refraktärzeit des
ersten Impulses, gemessen.
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1 zeigt
ein Verfahren zur Messung von Polarisation basierend auf zwei Impulsen,
nach Stand der Technik. Der erste Impuls 100 triggert eine evozierte
Reaktion 102. Die evozierte Reaktion wird während eines
Messfensters von 50 Millisekunden, folgend einem Austastfenster
von 10 Millisekunden, gemessen. Beachte, dass die gemessene evozierte Reaktion 102 tatsächlich eine
Kombination der aktuellen evozierten Reaktion und einem Ausmaß von Polarisation
ist. Um die genau Menge der evozierten Reaktion durch die Eliminierung
der Polarisationskomponente zu bestimmen, wird ein zweiter Impuls 104 nach
dem evozierte Reaktionsmessfenster verwendet. Jede elektrische Reaktion,
welche nach dem zweiten Impuls auftritt, wird während eines Polarisationsmessfensters
von 50 Millisekunden gemessen, sofort nach dem zweiten Impuls. In
dem Beispiel von 1 tritt eine kleines Ausmaß von Polarisation 106 auf.
Das Ausmaß der
gemessenen Polarisation wird dann dazu verwendet, das evozierte
Reaktionsausmaß abzustimmen,
welches während
des evozierten Reaktionsmessfensters erkannt wurde. Das entgültige resultierende
evozierte Reaktionsausmaß wird zur
Programmierung des automatischen Capture-Systems des Schrittmachers
verwendet.
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Man
hat entdeckt, dass exzessiv hohe Polarisationsmesswerte, sogar bei
Leitungen die typischerweise relativ wenig Polarisation generieren,
gelegentlich auftreten können.
Man glaubt, dass die hohen Messwerte nicht repräsentativ zur tatsächliche Polarisation
sind, sondern eventuell das Resultat von evoziertem Reaktions-Bleed-Through
(„Durchsatz"), welcher auftritt
falls die evozierte Reaktion des ersten Impulses nicht ausreichend
vor der Polarisationsmessung abgeklungen ist. Andere Faktoren, welche die
evozierten Reaktionsmessungen, welche nach dem zweiten Impuls ausgeführt werden,
beeinflussen können,
beinhalten die Größe der evozierten
Reaktion, Morphologie, T-Wellen-Größe und Wahrnehmungs-Verstärker-Eigenschaften.
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2 zeigt
eine Situation, beobachtet im Stand der Technik, in der evoziertes
Reaktions-Bleed-Through
auftritt. In 2 wird ein erster Impuls 110 verwendet,
der eine evozierte Reaktion 112 triggert. Die Länge der
evozierte Reaktion wird während
eines Messfensters von 50 Millisekunden gemessen, welches einem
Austastfenster von 10 Millisekunden folgt. Ein Kalibrationsimpuls 114 wird
am Ende des Messfensters verwendet. Folglich werden alle Messungen,
welche während
eines Polarisationsmessfenster, welches sofort auf den Kalibrationsimpuls
folgt, gemacht werden, sowohl die Polarisation als auch die restliche
evozierte Reaktion erkennen. Als Resultat wird das Polarisationsausmaß überschätzt und,
wenn verwendet um evozierte Reaktion abzustimmen, ist der resultierende
Wert der evozierten Reaktion nicht korrekt. Daher könnte der automatische
Capture-Mechanismus des Schrittmachers auf einen nicht korrekten
Wert gesetzt werden.
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Folglich
wird in heutzutage gängigen
Schrittmachern das Ausmaß von
Polarisation mit einer maximal zu erwartenden Polarisationsschwelle
verglichen und falls diese die Schwelle überschreitet, wird angenommen,
dass die Polarisation ungenau ist und die automatische Festhalte-Funktion
abgeschaltet ist und somit eine manuelle Schwellen-Setzung von einem
Physiker benötigt.
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Ein
anderes Problem, das bei konventionellen Polarisations-Messungstechniken
auftreten kann, ist, dass evoziertes Reaktions-Bleed-Through auch auf
Grund von Reaktionen auf inhärente
Ereignisse auftreten kann. Diesbezüglich ist es möglich, dass der
zweite Polarisationsmessimpuls nach einem inhärenten Ereignis, wie eine P-Welle
oder R-Welle, geliefert wird. In diesem Fall kann ein Teil der Re aktion
von dem inhärenten
Ereignis die Polarisations-Messung beeinflussen. In der Tat kann
die gemessene Polarisation, als Resultat des zusätzlichen evozierten Reaktions-Bleed-Throughs
von dem inhärenten
Ereignis, die abgeschnittene Schwelle, welche verursacht, dass die
automatische Festhaltefunktion abgeschaltet wird, übersteigen.
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Daher
können
bei zumindest einigen Fällen die
vielen Vorteile des automatischen Capture-Systems nicht realisiert
werden, wegen potentiell ungenauen Polarisationsmessungen. Folglich
wäre es stark
wünschenswert
eine verbesserte Technik zur Polarisationsmessung zu liefern, welche
eine genauere und zuverlässigere
Polarisationsmessung erlaubt, besonders in Fällen in denen eine Anfangs-Polarisationsmessung
ungenau scheint, und zu diesem Zweck werden Aspekte der Erfindung
vorzugsweise geregelt.
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Gemäss der Erfindung
wird ein System zur Erkennung des Ausmaßes von auftretender Polarisation
geliefert, nach der Erzeugung von elektrischen Impulsen im Herzgewebe,
welches mit einem implantierbaren Herzstimulationsgerät verbunden
ist, wobei das System Folgendes enthält: Mittel zur Messung des
Ausmaßes
der elektrischen Polarisation, welche im des Herzgewebe auftritt
und ein erstes Paar von Elektrischen Impulsen getrennt von einer
ersten Zeitspanne benutzt; Mittel zur Bestimmung ob die Größe der elektrischen
Polarisation eine vorgegebene Schwelle überschreitet, zum noch mal
Messen des Ausmaßes
der elektrischen Polarisation mittels einem zweiten Paar von Elektrischen
Impulsen, getrennt von einer zweiten Zeitspanne, welche unterschiedlich
zur ersten Zeitspanne ist.
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Die
Erfindung liefert somit ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Bestimmung
des Ausmaßes
von Polarisation, welche nach der Erzeugung von elektrischen Impulsen
im Herzgewebe auftritt, welches mit einem implantierbaren Herzstimulationsgerät verbunden
ist. Gemäss
einem ersten Aspekt der Erfindung wird ein Ausmaß von elektrischer Polarisation im
Herzgewebe gemessen, mittels eines ersten Paares von elektrischen
Impulsen, welche von einer ersten Zeitspanne getrennt sind. Dann
falls das Ausmaß von
elektrischer Polarisation eine vorgegebene Schwelle überschreitet,
wird das Ausmaß unter
Benutzung eines zweiten Paares von Elektrischen Impulsen neu gemessen,
getrennt von einer zweiten Zeitspanne, welche unterschiedlich zur
ersten Zeitspanne ist.
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Auf
diese Weise wird, falls eine erste Polarisationsmessung hoch und
eventuell fehlerhaft ist, automatisch eine zweite Polarisationsmessung,
mit einem Größeren Ausmaß von Verzögerung zwischen dem
Anfangsimpuls und dem folgenden Kalibrierungsimpuls, gemacht. Falls
die hohe Anfangspolarisationsmessung das Resultat eines evozierten
Reaktions-Bleed-Through war, sollte die zweite Messung ent sprechend
niedriger sein und eine bessere Schätzung der waren Polarisation
liefern. Falls die zweite Polarisationsmessung auch hoch ist, dann
werden das automatische Capture-System oder andere Eigenschaften
des Pacing-Gerätes,
welche sich auf genaue Polarisationsmessungen verlassen, abgeschaltet.
In einer beispielhaften Ausführung
ist der Zeitbetrag, der zwischen den ersten Impulsen liegt, zwischen
60 und 90 Millisekunden. Der Zeitbetrag, der zwischen den zweiten
Impulsen liegt, ist zwischen 40 und 200 Millisekunden.
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Gemäss einem
zweiten Aspekt der Erfindung, wird eine Folge von drei aufeinander
folgenden Impulsen verwendet, lieber als zwei Paare von elektrischen
Impulsen zu verwenden: ein Anfangsimpuls, ein erster Kalibrierungsimpuls
und ein zweiter Kalibrierungsimpuls. Der zweite Kalibrierungsimpuls
wird nur verabreicht, falls eine Polarisationsmessung, welche nach
dem ersten Kalibrierungsimpuls gemacht wird, die vorgegebene Schwelle überschreitet. Wenn
ja, wird ein zweiter Kalibrierungsimpuls innerhalb der Refraktärzeit des
Anfangs-Impulses verabreicht und eine zweite Polarisationsmessung
wird nach dem zweiten Kalibrierungsimpuls gemacht. Die zweite Polarisationsmessung
wird in Verbindung mit dem Setzen des automatischen Capture-Systems oder
anderen Pacing-Funktionen, welche eine genaue Polarisationsmessung
benötigen,
verwendet.
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Gemäss einem
dritten Aspekt der Erfindung, wird die Stärke der elektrischen Polarisation
im Herzgewebe gemessen, mittels eines Polarisations-Kalibrierungs-Impuls,
welcher während
einer Refraktärzeit zwischen
einem inhärenten
Depolarisations-Ereignis verwaltet wird und einem folgenden Repolarisations-Ereignis.
In einem Beispiel des Verfahrens wird ein inhärenter QRS-Komplex erkannt
und dann wird ein Polarisations-Kalibrierungs-Impuls verabreicht, wobei
dieser einer Verzögerungsperiode
nachfolgt, um den Kalibrierungsimpuls innerhalb der Refraktärzeit zwischen
dem QRS Komplex und er folgenden T-Welle zu platzieren. Die Stärke der
elektrischen Polarisation wird dann nach dem Polarisations-Kalibrierungs-Impuls
gemessen.
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Daher,
lieber als ein Impulspaar zu liefern, wobei der erste Impuls eine
evozierte Reaktion triggert und der zweite Impuls eine Polarisationsreaktion triggert,
wird die evozierte Reaktion natürlich
im Herzen erzeugt. Somit werden alle möglichen biologischen Effekte,
die eventuell aus künstlicher
Stimulation einer evozierten Reaktion resultieren können, vermieden.
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In
einem weitern Aspekt der gegenwärtigen Erfindung
können
die Verzögerungen,
welche assoziiert mit der Lieferung der Kalibrierungsimpulse sind, eventuell
automatisch variiert werden, z.B. gesteigert, um somit nach dem
niedrigsten Polarisationsmesswert zu suchen.
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Die
Erfindung erstreckt sich auch auf ein Verfahren zum Bestimmen eines
Ausmaßes
an Polarisation, welches nach dem Erzeugen von elektrischen Impulsen
im Herzgewebe, welches mit einem implantierbaren Herzstimulationsgerät verbunden
ist, auftritt, wobei das Verfahren folgende Schritte enthält:
Messen
eines Ausmaßes
von elektrischer Polarisation, die in dem Herzgewebe auftritt, mittels
eines ersten Paares von elektrischen Impulsen, welche von einem
ersten Zeitausmaß getrennt
sind; und
Noch einmal Messen der Stärke elektrischer Polarisation
mittels eines zweiten Paares von elektrischen Impulsen, welche von
einem zweiten Zeitausmaß getrennt
sind, wobei dieses unterschiedlich zur ersten Größe von Zeit ist, falls die
Stärke
der elektrischer Polarisation eine vorgegebene Schwelle überschreitet.
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Vorzugsweise
wird das zweite Zeitausmaß variiert,
falls die Stärke
der elektrischen Polarisation eine vorgegebene Schwelle überschreitet.
Vorzugsweise ist das erste Zeitausmaß zwischen 60 und 90 Millisekunden
und das zweite Zeitausmaß zwischen 40
und 200 Millisekunden.
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Vorzugsweise
umfasst der Schritt des Messens der elektrischer Polarisationsstärke, welcher
im Herzgewebe auftritt, mittels eines ersten Paares von elektrischen
Impulsen, die folgenden Schritte:
Erzeugen eines ersten Primärimpulses,
der ausreicht, um eine evozierte Reaktion innerhalb eines Herzgewebes
auszulösen,
wobei der erste Primärimpuls
bewirkt, dass das Herz refraktär
für die
erste Refraktärzeit
wird;
Warten auf das erste Zeitausmaß, worin das erste Zeitausmaß weniger
als die erste Refraktärzeit
ist und dann Erzeugen eines ersten Kalibrierungsimpulses und
Erkennen
der Stärke
von elektrischer Polarisation, welche innerhalb des Herzgewebes
nach dem ersten Kalibrierungsimpuls auftritt, aber noch während der ersten
Refraktärzeit.
Vorzugsweise umfasst der Schritt des noch einmal Messens des elektrischen Polarisationsausmaßes, welches
innerhalb des Herzgewebes auftritt, mittels eines zweiten Paares von
elektrische Impulsen, die folgenden Schritte:
Warten auf das
Ablaufen der ersten Refraktärzeit;
Erzeugen
eines zweiten Primärpulses,
welcher ausreicht um noch eine evozierte Reaktion im Herzgewebe
auszulösen,
worin der zweite Primärpulse
bewirkt, dass das Herz refraktär
für eine
zweite Refraktärzeit wird;
Warten
auf das zweite Zeitausmaß,
wobei das zweite Zeitausmaß weniger
als die zweite Refraktärzeit
ist, und dann Erzeugen eines zweiten Kalibrierungsimpulses; und
Erkennen
der Stärke
von elektrischer Polarisation, welche im Herzgewebe, nach dem zweiten
Kalibrierungsimpuls aber noch während
der zweiten Refraktärzeit,
auftritt.
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Vorzugsweise
sind der erste und zweite Primärimpuls
im Wesentlichen gleich stark. Vorzugsweise beinhaltet das Verfahren
weiter die Schritte des Messens der Stärke der Evozierten Reaktion,
welches von jedem Impulspaar erzeugt wird. Vorzugsweise beinhaltet
das Verfahren ebenso die Schritte:
Abstimmen der Stärke der
Evozierten Reaktion, welche vom ersten Impulspaar durch die Stärke der
entsprechenden elektrischen Polarisation erzeugt wird und Programmieren
einer automatischen Festhaltefunktion mit der abgestimmten Evozierten
Reaktion, falls die Stärke
der elektrischen Polarisation, gemessen durch die Verwendung des
ersten Impulspaares, die vorgegeben Schwelle nicht überschreitet;
und
Abstimmen der Stärke
der Evozierten Reaktion, welche vom zweiten Impulspaar durch die
Stärke
der entsprechenden elektrischen Polarisation erzeugt wird und Programmieren
einer automatischen Festhaltefunktion mit der abgestimmten Evozierten
Reaktion, falls die Stärke
der elektrischen Polarisation, gemessen durch die Verwendung des
ersten Paares von Impulsen, die vorgegeben Schwelle überschreitet;
Vorzugsweise enthält
das Verfahren weiterhin den Schritt des Abschaltens der automatischen
Festhaltefunktion, falls die Stärken
der elektrischen Polarisation, gemessen durch die Verwendung des
ersten und zweiten Impulspaaren, beide die vorgegeben Schwelle überschreiten.
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Die
Erfindung erstreckt sich auch auf ein Verfahren zum Bestimmen eines
Polarisationsausmaßes,
welche nach der Erzeugung von elektrischen Impulsen im Herzgewebe
auftritt, welches mit einem implantierbaren Herzstimulationsgerät verbunden
ist, wobei das Verfahren folgende Schritte enthält:
Erkennen eines inhärenten Depolarisationsereignisses
in dem ventrikulären
Herzgewebe;
Verabreichen eines Polarisations-Kalibrations-Impulses
zum Herzgewebe innerhalb einer refraktäre Periode als Folge des Depolarisationsereignisses,
jedoch vor einem folgenden inhärenten
Repolarisiationsereignisses; und
Messen einer Größe von elektrischer
Polarisation, welche in dem Herzgewebe auftritt, nach dem Polarisations-Kalibrations-Impuls.
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Vorzugsweise
beinhaltet der Schritt des Verabreichen eines Polarisations-Kalibrations-Impulses innerhalb
der refraktäre
Periode den Schritt des Wartens auf einen ersten Zeitbetrag als
Folge des Depolarisationsereignisses, wobei der erste Zeitbetrag weniger
als die refraktäre
Periode des Depolarisationsereignisses ist, und dann Erzeugen eines
ersten Kalibrationsimpulses. Vorzugsweise beinhaltet das Verfahren
ebenso die Schritte:
Bestimmen, ob die Größe der gemessenen elektrischen
Polarisation eine vorgegebene Schwelle überschreitet; und
noch
mal Messen der Größe der elektrischen
Polarisation, falls die gemessene elektrische Polarisation eine
vorgegebene Schwelle überschreitet,
durch das Erkennen eines zweiten inhärenten De polarisationsereignisses
in dem ventrikulären
Herzgewebe und das Verabreichen eines zweiten Polarisations-Kalibrations-Impulses
innerhalb einer refraktäre
Periode, nach dem zweiten Depolarisationsereignis, mit dem zweiten
Depolarisationsereignis und dem zweiten Kalibrationsimpuls, getrennt
durch einer zweiten Zeitbetrag, der Größer als der erste Zeitbetrag
ist. Vorzugsweise ist das Depolarisationsereignis des ventrikulären Herzgewebe
ein QRS-Komplex und das folgende Repolarisationsereignis ist eine
T-Welle.
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Die
Erfindung erstreckt sich auch auf ein Verfahren zum Bestimmen eines
evozierten Reaktionswertes, welcher zur Polarisation angepasst wird
und als Folge der Lieferung von elektrischen Impulsen zum Herzgewebe
von einem implantierbaren Herzstimulationsgerät auftritt, wobei das Verfahren
folgende Schritte enthält:
Liefern
eines primären
Stimulationsimpulses und Messen einer evozierten Reaktion von dem
Herzgewebe;
Liefern eines ersten Kalibrationsimpulses, verspätet um eine
erste Zeitspanne von dem ersten Stimulationsimpuls und Messen einer
Polarisationsgröße, welche
in dem Herzgewebes als Antwort auf den ersten Kalibrationsimpuls
resultiert;
Liefern eines zweiten Kalibrationsimpulses verspätet um eine
zweite Zeitspanne von dem ersten Kalibrationsimpuls und Messen einer
Polarisationsgröße resultierend,
welche in dem Herzgewebes als Antwort auf den ersten Kalibrationsimpuls
resultiert;
Bestimmen eines angepassten evozierten Reaktionswertes
als Antwort auf die evozierten Reaktionswertes des ersten Stimulationsimpulses
und auf die am niedrigsten gemessene elektrische Polarisation, welche
aus den Kalibrationsimpulsen resultiert, falls zumindest einer der
gemessenen Polarisationen unter einer vorgegebenen Schwelle ist.
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Vorzugsweise
beinhaltet das Verfahren ebenso die Schritte:
Liefern zumindest
eines zusätzlichen
Kalibrationsimpulses nach dem ersten und zweiten Kalibrationsimpuls
und Messen einer Polarisationsgröße, welche im
Herzgewebe als Antwort auf den zumindest eines zusätzlichen
Kalibrationsimpuls resultiert.
Bestimmen eines angepassten
evozierten Reaktionswertes als Antwort auf die evozierten Reaktion des
ersten Stimulationsimpulses und der am niedrigsten gemessenen elektrischen
Polarisation, als Resultat von irgendeinem der Kalibrationsimpulse, falls
zumindest einer der gemessenen Polarisation unter einer vorgegebenen
Schwelle ist.
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Die
Erfindung könnte
auf vielfältige
Art und Weise in die Praxis umgesetzt werden und einige Ausführungsformen
werden jetzt beispielhaft durch Referenz in den beiliegenden Zeichnungen
beschrieben, in denen:
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1 ist
ein Zeitdiagramm oder eine Technik nach Stand der Technik, welches
ein Paar elektrischer Impulse benutzt um evozierte Reaktion zu messen
und Polarisation, dort wo die evozierte Reaktion zu einem vernachlässigbaren
Ausmaß vor
der Messung der Polarisation abgeklungen ist;
-
2 ist
ein Zeitdiagramm einer Situation, welche eventuell im Stand der
Technik beobachtet wird, wobei die evozierte Reaktion nicht zu einer
vernachlässigbaren
Ausmaß vor
der Messung der Polarisation abgeklungen ist, so dass die resultierende Polarisationsmessung
fehlerhaft ist;
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3A and 3B sind
Flussdiagramme, welche ein Verfahren zur Messung elektrischer Polarisation
veranschaulichen, wobei zwei Paare von elektrischen Impulsen gemäss der Erfindung
verwendet werden;
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4 ist
ein Zeitdiagramm, welches die Verwendung der zwei Paare von elektrischen
Impulsen des Verfahrens von 3A and 3B veranschaulicht;
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5A and 5B sind
Flussdiagramme, welche ein alternatives Verfahren zur Messung elektrischer
Polarisation veranschaulichen, wobei drei elektrische Impulse nacheinander
verwendet werden;
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6 ist
ein Zeitdiagramm, welches die Verwendung der drei elektrischen Impulse
nacheinander des Verfahrens von 5A and 5B veranschaulicht;
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7A and 7B sind
Flussdiagramme, welche noch ein alternatives Verfahren zur Messung elektrischer
Polarisation veranschaulichen, wobei Polarisations-Kalibrationsimpuls-Impulse
als Folge inhärenter
QRS-Komplexe verwaltet werden;
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8 ist
ein Zeitdiagramm, welches die Verwendung der Polarisations-Kalibrationsimpuls-Impulse
des Verfahrens von 5A and 5B veranschaulicht;
und
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9 ist
ein funktionelles Blockdiagramm eines implantierbaren Doppelkammer-Stimulationsgerätes, welches
die Grundelemente eines Stimulationsgerätes veranschaulicht, welches
zur Ausführung verschiedener
Verfahren von 3A–8 konfiguriertwerden
kann.
-
Die
Ausführungsformen
beziehen sich hauptsächlich
auf die Bestimmung von Polarisationsausmaß zur Benutzung beim Anpassen
einer gemessenen Menge von evozierter Reaktion, vor dem Setzen einer
automatischen Festhalte-Funktion in ein implantierbares Herzstimulationsgerät, wie ein
Herzschrittmacher. Jedoch können
Grundsätze
der Erfindung auch in anderen Ausführungsformen verwendet werden.
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3A and 3B erläutern ein
Verfahren zur Messung elektrischer Polarisation, wobei zwei Paare
von elektrischen Impulsen benutzt werden. Anfangs wird bei Schritt 200 ein
erster elektrischer Anfangsim puls am Herzen verwendet, mit einer Spannung
die ausreicht eine evozierte Reaktion in dem Herzen zu erzeugen.
Um sicher zu gehen, dass eine Reaktion evoziert wird, wird der Impuls
vorzugsweise außerhalb
einer refraktäre
Periode verwaltet, die als Folge irgendeiner inhärenten elektrischen Aktivität im Herzen
auftritt. Obwohl nicht gezeigt in den 3A and 3B,
erkennt dazu das System vorzugsweise inhärente Aktivität und legt
die Applikation des ersten Anfangsimpuls zum Herzen, zu der Zeit, welche
sofort dem Abschluss einer refraktäre Periode folgt, zeitlich
fest. Die Dauer einer refraktären
Periode ist im System gelagert. Typischerweise ist die refraktäre Periode
nahe an 300 Millisekunden.
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Im
Schritt 202 misst das System dann die Größe der Reaktion
evoziert vom ersten Anfangsimpuls. Die evozierte Reaktion wird während einem evozierten
Reaktions-Messfenster, z.B. 50 Millisekunden, nach einem Austastfenster,
z.B. 6–15
Millisekunden, gemessen.
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Vorzugsweise
wird evozierte Reaktion gemessen und quantifiziert durch häufiges Abtasten
der Spannung im Herz, innerhalb des Messfensters. Dann werden eventuell
andere Mess- und Quantifizierungstechniken verwendet, um einen Wert
repräsentativ
zur evozierten Reaktion zu bestimmen. Obwohl hier nicht gezeigt,
wird die Größe der evozierten Reaktion
gegen eine minimale evozierte Reaktionsschwelle, die repräsentativ
zu einer minimalen Spannungsausmaß ist, verglichen, zugehörig zu einer
normalen evozierten Reaktion. Falls die erkannte evozierte Reaktion
unter die minimale Schwelle fällt,
wird angenommen, dass der erste Primärimpuls keine evozierte Reaktion
erzeugt hat, vielleicht weil der Impuls während einer Infraktärzeit bestätigt war,
und dann geht die Verarbeitung zurück zu Schritt 200 zum Verwendung
eines anderen Primärimpulses.
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Falls
die evozierte Reaktion die Schwelle erreicht, und somit andeutet,
dass der Primärimpuls beim
Evozieren einer Reaktion im Herzblatt erfolgreich war, wird Schritt 204 ausgeführt, wobei
der Schrittmacher einen ersten Kalibrationsimpuls bestätigt, vorzugsweise
mit einer Spannung die gleich der des Primärimpulses ist. Der Kalibrationsimpuls
wird als Folge der Beendigung des Messfensters, welche der evozierte
Reaktion zugehörig
ist, bestätigt.
Im Schritt 206 wird die elektrische Spannung von den Elektroden
während
eines Messfensters, z.B. ungefähr
50 ms, welches sofort nach dem Kalibrationsimpuls beginnt, gemessen.
Wie bei der evozierten Reaktion, wird Polarisation vorzugsweise
durch periodisches Abtasten der Spannung gemessen, erkannt von den
Elektroden des Schrittmachers während
des Messfensters und dann wird der Durchschnitt ausgerechnet.
-
Bei
Schritt 208 wird die gemessene Polarisation wieder mit
einer vorgegebenen maximal zu erwartenden Polarisationsschwelle
verglichen. Falls die gemessene Polarisation die Schwelle nicht überschreitet,
schreitet die Verarbeitung weiter zu Schritt 210, wo die
bei Schritt 202 gemessene evozierte Reaktion angepasst
wird vom gemessenen Polarisationsausmaß, um eine angepasste evozierte
Reaktion zu erbringen. Vorzugsweise wird die angepasste evozierte
Reaktion errechnet durch das Dividieren der gemessenen evozierten
Reaktion durch die gemessene Polarisation. In anderen Ausführungen
wird das Polarisationsausmaß vielleicht
von der gemessenen evozierten Reaktion abgezogen. Bei Schritt 212 wird
der automatische Capture-Mechanismus des Schrittmachers dann programmiert
mittels der angepassten evozierten Reaktion.
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Wenn
jedoch bei Schritt 208 die gemessene Polarisation gefunden
wird, welche die maximal zu erwartende Polarisationsschwelle überschreitet, dann
geht die Ausführung
zu Schritt 214 weiter (siehe 3B), wo
ein zweiter Primärimpuls
am Herzen verwendet wird. Der zweite Primärimpuls hat vorzugsweise das
gleiche Ausmaß und
die gleiche Form wie der am Anfang bei Schritt 200 verwendete
Primärimpuls.
Danach wird bei Schritt 218 die evozierte Reaktion, welche
vom zweiten Primärimpuls
erzeugen wird, gemessen innerhalb des Messfensters, z.B. 50 Millisekunden,
nach einem Austastfenster, z.B. 6–15 Millisekunden. Dann wartet
bei Schritt 220 der Schrittmacher auf eine evozierte Reaktions-Bleed-Through-Ausschlussdauer,
z.B. 140 Millisekunden, um der evozierten Reaktion zu erlauben gänzlich abzuklingen.
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Bei
Schritt 222 wird ein zweiter Kalibrationsimpuls verwendet,
vorzugsweise mit derselben Form und Spannung wie der erste Kalibrationsimpuls.
Bei Schritt 224 wird die Polarisation gemessen, die zum zweiten
Kalibrationsimpuls gehört,
während
eines Polarisation-Messfensters, z.B. ungefähr 50 Millisekunden, sofort
nach dem zweiten Kalibrationsimpuls.
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Bei
Schritt 226 wird die Polarisation, die nach dem zweiten
Kalibrationsimpuls gemessen wird, mit der maximal zu erwartenden
Polarisationsschwelle verglichen und, falls sie unterhalb der Schwelle
liegt, geht die Ausführung
weiter zu Schritt 228 und 230, wo die evozierte
Reaktion gemessen wird. Der zweite Primärimpuls wird von der Polarisation
angepasst, welche nach dem zweiten Kalibrationsimpuls gemessen wird,
und dort wo die automatische Festhalte-Funktion des Schrittmachers
programmiert wird mittels der evozierten Reaktion. Andererseits
kann der Ablauf bei Schritt 232 fortfahren, wo die automatische
Festhalte-Funktion abgeschaltet ist. Falls daher beide Polarisationsmessungen
die Schwelle überschreiten
wird die automatische „Capture" abgeschaltet. Das
verhindert die Programmierung des automatischen Capture zu werden,
mittels einer hohen, fehlerhaften Polarisationsmessung, welche das
Resultat eines anderen Faktors neben der evozierten Reaktions-Bleed-Through
ist.
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Alternativ
können
zusätzliche „zweite" Primärimpulse
geliefert werden, um nach einer Polarisationsmessung zu suchen,
welche weniger als die erwartete Polarisationsschwelle ist. In so
einer Ausführungsform
fährt der
Ablauf fort von Schritt 226 nach Schritt 231,
wo dies bestimmt wird, falls die spezifizierte Nummer von zusätzlichen,
z.B. N, zweiten Primärimpuls
geliefert wurde. Wenn nicht, wiederholt sich der Ablauf bei Schritt 412.
Wenn die maximale Anzahl an Versuchen erreicht wurde, wird die automatische
Festhalte-Funktion bei Schritt 232 abgeschalten. Bei einer
weiteren Alternative kann die Verzögerung bei der Lieferung des
zweiten Primärimpulses
in Schritt 214 eventuell erweitert werden um nach einer
akzeptablen niedrigen Polarisationsantwort zu suchen.
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4 erläutert exemplarisch
elektrische Signale, die verwendet werden und im Herz erkannt werden,
als Resultat der Schritte von 3. Anfänglich evoziert
ein erster Primärimpuls 300 eine
Reaktion 302. Ein erster Kalibrationsimpuls 304 wird
nach einer ersten Verspätungszeit,
z.B. 60–90
Millisekunden, als Folge dem Primärimpuls 300, verwendet. Wie
man jedoch in 4 sehen kann, ist die evozierte
Reaktion 302 noch nicht gänzlich abgeklungen vor dem
Kalibrationsimpuls 304. Demgemäss, beinhaltet das Polarisationsausmaß, gemessen
nach dem Kalibrationsimpuls 304, sowohl Polarisation als
auch evozierte Reaktions-Teile und, daher überschreitet eine vorgegebene
Polarisation die Schwelle 306. Dadurch wird das Erzeugen
eines zweiten Primärimpulses 308 getriggert,
was wiederum eine Reaktion 310 evoziert. Ein zweiter Kalibrationsimpuls 312 wird nach
einer zweiten Verzögerungszeit,
z.B. zwischen 40–200
Millisekunden, bestätigt,
nach dem zweiten Primärimpuls
und evoziert eine Polarisationsreaktion 314. Die zweite
Verzögerungszeit
wird vorzugsweise gewählt
Größer zu sein
als die erste Verzögerungszeit
und es wird somit weiter potentielles Bleed-Through vermieden. Die
Polarisationreaktion 314 ist unterhalb der Polarisationsschwelle 306 und
wird daher zum Anpassen der evozierten Reaktion 310 benützt, zur
Verwendung zum Programmieren des automatischen Capture Systems.
Wie in 4 gesehen werden kann, wird durch das Durchführen einer
zweiten Polarisationsmessung mit Größerem Abstand zwischen Primärimpuls 308 und
Kalibrationsimpuls 312, klingt die zum Primärimpuls
zugehörige
evozierte Reaktion 314 gänzlich ab und der evozierte
Reaktions-Bleed-Through hat keinen Einfluss auf die Polarisationsmessung.
Wie oben beschrieben, kann für die
Suche nach einer akzeptabel kleinen Polarisationsantwort, dieser
Ablauf mehrmals (N) wiederholt werden.
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5A und 5B stellen
eine alternative Anwendung dar, wobei drei aufeinander folgende
Impulse verabreicht werden, anstatt von zwei Impulspaaren. Viele
Schritte der alternative Anwendung stimmen mit denjenigen des Verfahrens
von 3A und 3B überein und
werden nur kurz beschrieben. Mit Bezug auf 5A, in
den Schritten 400 und 402, wird ein erster Primärimpuls
verabreicht und eine evozierte Reaktion wird gemessen. Bei den Schritten 404 und 406 wird
ein erster Kalibrationsimpuls aufgebracht und eine erste Polarisationsmessung
wird durchgeführt.
Bei Schritt 408 wird die Polarisation mit einem Schwellenwert
verglichen und, wenn die Polarisation den Schwellenwert nicht überschreitet,
wird die gemessene evozierte Reaktion um den Polarisationswert korrigiert
und die automatische Capture Funktion wird in den Schritten 410 und 412 programmiert.
Falls die Polarisation den Grenzwert überschreitet, was einen moeglichen
evozierten Response Bleed-Through anzeigt, dann schreitet das Verfahren
zu Schritt 416 (siehe 5B) fort,
wobei der Schrittmacher wartet bis eine evozierte Response Bleed- Through Eliminationsperiode
abgelaufen ist. Diese Periode wird von dem Primärimpuls aus gemessen. Somit
wird die Zeit zwischen dem Primärimpuls
und dem ersten Kalibrationsimpuls zu der seit dem ersten Kalibrationsimpuls
vergangenen Zeit addiert um die gesamte Bleed-Through Eliminationszeit zu
bestimmen. In einer beispielhaften Ausführungsform hat die Bleed-Through
Eliminationsperiode eine Dauer von ungefähr 200 Millisekunden.
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Bei
Schritt 418 wird dem Herz ein zweiter Kalibrationsimpuls
verabreicht. Dann wird bei Schritt 419 eine zweite Polarisationsmessung
durchgeführt, und
bei Schritt 420 wird eine Feststellung getroffen, ob die
zweite Polarisationsmessung auch den Schwellenwert überschreitet.
Wenn nicht, dann wird die zweite Polarisationsmessung dazu verwendet, um
die evozierte Reaktion zum Zweck des Programmierens der automatischen
Capture Funktion in den Schritten 422 und 424 einzustellen.
Falls die Polarisationsmessung den Schwellenwert übersteigt,
dann wird die automatische Capture Funktion in Schritt 426 abgeschaltet.
Alternativ können
wie vorher mit Bezug auf Schritt 231 beschrieben zusätzliche "zweite" Kalibrationsimpulse
mit den Schritten 425, 416 und 418 verabreicht
werden, um nach einer annehmbar niedrigen Polarisationsreaktion
zu suchen.
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Die
Folge von drei Impulsen nacheinander, welche von dem Verfahren von 5A and 5B erzeugt
werden, wird in 6 veranschaulicht. In Kürze, Primärimpuls 500 evoziert
ein eine Reaktion 502. Polarisation wird nach einem ersten
Kalibrationsimpuls 504 gemessen. Falls das gemessene Polarisationsausmaß eine Polarisation
Schwelle 506 überschreitet,
dann wird ein zweiter Kalibrationsimpuls 508 verwendet
um ein zweites Polarisationsausmaß zu evozieren. Falls das zweite
Polarisationsausmaß unter
der Schwelle 506 liegt, wird das zweite Ausmaß dazu benutzt
die evozierte Reaktion abzustimmen, welche nach dem Primärimpuls
zum Programmieren des automatischen Capture-Mechanismus, erkannt
wird. Sonst wird automatische Capture über Schritt 426 abgeschaltet.
Auf diese Weise werden die Effekte des evozierten Reaktions-Bleed-Through
minimiert oder gänzlich
eliminiert. Als Alternative können
zusätzliche „zweite" Kalibrationsimpulse geliefert
werden (nicht gezeigt), wie dargestellt in Referenz zu den Schritten 425, 416,
und 418.
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In
der Ausführungsform
der 5A, 5B and 6, muss
die Messung der Polarisation entsprechend des ersten Kalibrationsimpulses
und der Vergleich dieser Polarisation mit der Polarisationsschwelle
ausgeführt
werden, und zwar sofort ausreichend um zu erlauben, dass eine Entscheidung
gefällt
wird, ob der zweite Kalibrationsimpuls verwaltet werden soll. Entsprechend
sollte ein Mikroprozessor oder anderer Schaltkreis, welche die Rechnungen ausführen, ausreichend
Verarbeitungsleistung haben, um die Rechnungen rechtzeitig ausführen zu können. In
noch einer weiteren Ausführungsform wird
der zweite Kalibrationsimpuls automatisch verwendet, unabhängig von
dem Polarisationsausmaß, welches
nach dem ersten Kalibrationsimpuls erkannt wird. Danach verwendet
der Schrittmacher das zweite Polarisationsausmaß um die evozierte Reaktion abzustimmen,
nur falls das erste Ausmaß die Schwelle überschritten
hat. Auf diese Weise wird vielleicht der Vergleich der ersten Polarisationsausmaßes mit
der Schwelle kombiniert oder gemittelt. In noch einer weiteren Ausführungsform
können
zusätzliche
Kalibrationsimpulse eingesetzt werden.
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7A and 7B veranschaulichen
eine alternative Ausführungsform,
in der inhärente
Depolarisationsereignisse ausgenutzt werden, so dass eine anfängliche
evozierte Reaktion von der Applikation eines Primärimpulses
nicht erzeugt werden muss. Stattdessen steigt die evozierte Reaktion
natürlich
an und Kalibrationsimpulse werden nach der inhärenten evozierten Reaktion
verwaltet. Viele der Schritte der alternativen Ausführungsform
sind gleich wie diejenigen wie oben beschrieben mit Referenz auf
die vorherigen Implementationen und werden deswegen nur kurz beschrieben.
Mit Bezug auf 7A wird bei Schritt 600 ein
inhärentes QRS-Komplex
erkannt. Bei Schritt 604 wird ein erster Kalbrationsimpuls
verwendet vor der folgenden T-Welle und bei Schritt 606 wird
eine erste Polarisationsmessung gemacht. Bei Schritt 608 wird
die Polarisation mit einer vorgegebenen Schwelle verglichen und,
falls die Polarisation die Schwelle nicht überschreitet, wird die gemessene
Polarisation in Schritt 610 benutzt, um eine vorher erkannte
evozierte Reaktion zu verwenden. Falls die Polarisation die Schwelle überschreitet
und damit andeutet, dass der QRS-Komplex vielleicht nicht gänzlich vor
der Polarisationsmessung abgeklungen war, dann fährt der Ablauf fort zu Schritt 614 und 620 von 7B,
wo der Schrittmacher wartet bis ein QRS-Komplex-Bleed-Through-Eliminierungs-Periode
seit einem zweiten QRS-Komplex verstrichen ist. Diese Dauer wird
von der Erkennung des zweiten QRS-Komplexes gemessen. Bei Schritt 622 wird
ein zweiter Kalibrationsimpuls vor der folgenden T-Welle verwendet
und bei Schritt 624 wird eine zweite Polarisationsmessung
durchgeführt.
Die zweite Polarisationsmessung wird dann mit die Schwelle bei Schritt 626 verglichen
und falls sie die Schwelle überschreitet,
wird der Polarisationswert bei Schritt 632 verworfen. Wenn
nicht, wird die Polarisationsmessung bei Schritt 628 benutzt,
um zum Beispiel eine davor gemessene Polarisationsmessung mit der
Absicht der Programmierung der automatischen Festhalte-Funktion,
abzustimmen.
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Die
Folge von QRS-Komplexen und Kalibrationsimpulsen, die von den Verfahren
von 7A and 7B verwendet
werden, ist in 8 veranschaulicht. In Kürze, ein
erster QRS-Komplex 702 wird erkannt, dann wird ein erster
Kalibrationsimpuls 704 verwendet als Folge der Erkennung
des QRS-Komplexes, aber vor einer folgenden T-Welle (nicht gezeigt).
Die Zeitverzögerung
zwischen dem Erkennung des QRS-Komplexes und der Erzeugung des ersten
Kalibrationsimpulses 704 wird vorzugsweise auf einen Wert
gesetzt, um zu versichern, dass, in den meisten Fällen, der
QRS-Komplex im Wesentlichen abgeklungen ist. Dieser Wert wird vielleicht
durch entsprechendes Experimentieren erkannt. Wie man gesehen in
dem Beispiel von 8 sieht, ist der QRS-Komplex
vor dem Kalibrationsimpuls 704 noch nicht gänzlich abgeklungen.
Entsprechend ist das Ausmaß der
gemessenen Polarisation als Folge des Kalibrationsimpulss 704 eventuell
beeinträchtigt
von dem QRS-Komplex 710 und deswegen vielleicht fehlerhaft.
Somit wartet der Schrittmacher bis ein zweiter inhärenter QRS-Komplex 710 erkannt
wird und erzeugt dann einen zweiten Kalibrationsimpuls 712 nach
einer Größeren Verzögerungsdauer,
welche hilft zu versichern, dass der QRS-Komplex 710 gänzlich abgeklungen
ist. Daher ist die Zeitverzögerung
zwischen dem zweiten QRS-Komplex 710 und dem zweiten Kalibrationsimpuls 712 Größer als
die Zeitverzögerung
zwischen dem ersten QRS-Komplexen 702 und dem ersten Kalibrationsimpuls 704.
Der Anstieg der Zeitverzögerungsdauer
wird auf einen Wert gesetzt, welcher ausreichend ist (außer in sehr
seltenen Fällen)
zu versichern, dass der QRS-Komplex adäquat abgeklungen ist. Wieder
kann dieser Wert basierend auf angemessene Experimentierung bestimmt
werden. Es ist wichtig, dass der QRS-Komplex sowohl positive als auch negative
Spannungsteile hat. Abhängig
davon, wann die Polarisationsmessung gemacht wird, lässt der
QRS-Komplex die Größe der erkannten
Polarisationsmessung entweder steigen oder fallen. Folglich wird
der absolute Wert der Polarisationsmessung vorzugsweise gegen eine
positive Schwelle verglichen.
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Somit
wurde eine Vielzahl von Techniken beschrieben, gemäss verschiedener
Aspekte der Erfindung, um Polarisationsmessungen durchzuführen, mittels
eines implantierbaren Herzstimulationsgerätes, so wie ein Schrittmacher.
Im Folgenden wird eine Übersicht
eines Stimulationsgerätes,
welches konfiguriert werden kann, um das oben beschriebene Verfahren
auszuführen,
geliefert. Abhängig
von der jeweiligen Implementation der Erfindung, muss die Konfiguration
oder Programmierung des Stimulationsgerätes wie unten beschrieben vielleicht
modifiziert werden, wie es von einem Fachmann durch logisches Denken
durchgeführt
werden.
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In 9 ist
ein vereinfachtes Blockdiagramm eines implantierbaren Doppelkammer-Stimulationsgerätes 810 gezeigt,
das geeignet ist sowohl schnelle als auch langsame "Herzrhythmusstörung mit
Stimulationstherapie, inklusive Cardioversion, Defibrillation und
Pacing-Stimulation zu behandeln. Während ein Doppelkammergerät nur zur
Illustrationszwecken gezeigt wird, könnte ein Fachmann die angemessene
Schaltung leicht eliminieren oder abschalten, um ein implantierbares
Einkammer-Stimulationsgerät
zu liefern, welches geeignet ist eine Kammer mit Cardioversion,
Defibrillation und Pacing-Stimulation zu behandeln oder das Hinzufügen von
Schaltungsteile, um ein Gerät
zu liefern, welches geeignet ist drei oder vier Kammern zu behandeln.
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Um
ein atriales Kammer-Pacing-Stimulationsgerätes und die Wahrzunehmung zu
liefern, wird das Stimulationsgerätes 810 in elektrischer
Kommunikation mit einem Patientenherz 812 gezeigt, mit
einer atrialen Tip Elektrode 822 und einer atrialen Ring Elektrode 824,
welche typischerweise im Herz des Patienten im rechten atrialen
Fortsatz implantiert. Das Stimulationsgerät 810 kann auch in
elektrischer Kommunikation mit dem Patientenherz sein durch eine
implantierbare linke atriale Leitung 821 (nicht gezeigt)
und eine atriale Tip Elektrode 823 und einer atrialen Ring
Elektrode 825, welche im linken Atrium Fortsatzes des Patienten
implantiert ist. Folglich ist das implantierbare Gerät fähig zu unabhängiger Stimulation
und Wahrnehmung im sowohl linken als auch rechten Atrium.
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Das
Stimulationsgerät 810 wird
auch in elektrischer Kommunikation mit dem Patientenherz 812 gezeigt,
durch eine implantierbare rechte ventrikuläre Leitung 830, wie
in dieser Ausführungsform,
eine ventrikuläre
Tip Elektrode 832 und einer ventrikuläre Ring Elektrode 834,
eine rechte ventrikuläre
(RV) Coil Elektrode 836, und eine Über-Vena-Cava (SVC) Coil Elektrode 838.
Typischerweise ist die rechte ventrikuläre Leitung 830 transvenös in das
Herz 812 eingesetzt, um somit die (RV) Coil Elektrode 836 in
die rechte ventrikuläre
Spitze zu platzieren, und die SVC Coil Elektrode 838 in
die Über-Vena-Cava.
Folglich ist die ventrikuläre
Leitung 830 fähig
Herzsignale zu erhalten und Stimulationen in Form von Pacing und Schock-Therapie
an das rechte Ventrikel zu liefern. Das Stimulationsgerätes 810 könnte auch
in Kommunikation mit dem Herz 812 durch eine linke ventrikuläre Leitung 831 (nicht
gezeigt), mit einer Tip Elektrode 833, einer Ring Elektrode 835 und
einer linken ventrikuläre
(LV) Coil Elektrode 837 sein. Obwohl nicht speziell gezeigt,
kann die linke ventrikuläre
Leitung auch eine SVC Coil Elektrode sein. Folglich ist die linke
ventrikuläre
Leitung 831 fähig
Herzsignale zu erhalten und Stimulationen in Form von Pacing und
Schock-Therapie an das linke Ventrikel zu liefern.
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Während nur
4 Leitungen in Referenz zu 9 beschrieben
werden, sollte es klar sein, dass zusätzliche Stimulationsleitungen
(mit einer oder mehreren Pacing, Wahrnehmen bzw. Schock-Elektroden)
eventuell verwendet werden um effizient und effektiv Pacing-Stimulation
an die speziellen Stellen des Herzens zu liefern oder atriale Cardioversion bzw.
Defibrillation. Zum Beispiel könnte
eine Leitung, entworfen zum Plazierung in die koronäre Sinus-Region,
implantiert werden um linkes Atrium-Pacing, Atrium-Schock-Therapie
bzw. linke ventrikuläre
Pacing-Stimulation, zu liefern, siehe US Patent No. 09/457,277, „A Self-Anchoring,
Steerable Coronary Sinus Lead" (Pianca
et al.), and US Patent No. 5,466,254, „Coronary Sinus Lead with
Atrial Sensing Capability" (Helland).
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Das
Gehäuse 840 (schematisch
gezeigt) für das
Stimulationsgerätes 810 beinhaltet
einen Konnektor (nicht gezeigt) mit einem Atrium Tip Terminal 842 und
einem Atrium Ring Terminal 844, welche zur Verbindung an
die atriale Tip Elektrode 822 und die atriale Ring Elektrode 824 entsprechend
angepasst sind. Das Gehäuse 840 beinhaltet
weiter ein ventrikuläres
Tip Terminal 852, ein ventrikuläres Ring Terminal 854,
ein ventrikuläres
Schock Terminal 856, und ein SVC Schock Terminal 858,
welche zur Verbindung an die ventrikuläre Tip Elektrode 832 und
die ventrikuläre
Ring Elektrode 834, die R Coil Elektrode 836,
und ein SVC Coil Elektrode 838 entsprechend, angepasst
werden. Das Gehäuse 840 (oft
bezeichnet als „Can" oder „Case Elektrode") kann programmierbar
gewählt
werden, um als die Return Elektrode oder Anode zu arbeiten, alleine
oder in Verbindung mit einer den Coil Elektroden 836 und 838.
Der Einfachheit halber werden die Namen der Elektroden neben den
Terminals gezeigt.
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Am
Herzen des Stimulationsgerätes 810 ist ein
programmierbarerer Mikrokontroller 860, der die verschiedenen
Modes der Stimulationstherapie kontrolliert. Wie einem Fachmann
gut bekannt ist, enthält der
Mikrokontroller 860 einen Mikroprozessor oder äquivalente
Kontrollschaltung, speziell zur Kontrolle der Lieferung von Stimulationstherapie
entworfen und enthält
vielleicht auch RAM oder ROM Speicher, Logik und Zeitschaltung,
Status-Maschine-Schaltung und I/O-Schaltung. Typischerweise enthält der Mikrokontroller 860 die
Fähigkeit
Input Signale (Data) zu verarbeiten oder überwachen, wie kontrolliert
von einem Programmcode der in einem bestimmten Speicherblock gelagert
ist. Die Einzelheiten des Designs und Betriebs des Mikrokontrollers 860 sind nicht
entscheidend für
die gegenwärtige
Erfindung. Eher das jeder geeignet Mikrokontroller 860 benutzt werden
könnte,
welcher die hierin beschriebenen Funktionen ausführt. Die Benutzung von Mikroprozessor-basierten
Kontroll-Schaltungen zum Ausführen
von Zeit- und Daten-Analyse-Funktionen ist gut für den Fachmann bekannt. Wie
in 9 gezeigt, generieren ein atrialer Impulsgenerator 870 und
ein ventrikulärer
Impulsgenerator 872 Pacing-Stimulations-Impulse zur Lieferung von der atrialen
Leitung 820 und der ventrikulären Leitung 830, entsprechend, über eine
Switch Bank 874. Die Impulsgeneratoren 870 und 872 werden
vom Mikrokontroller 860 über angemessene Kontrollsignale 876 und 878,
entsprechend, kontrolliert, um zu Triggern oder die Stimulationsimpulse
zu Sperren. Der Mikrokontroller 860 enthält weiter
eine Zeitschaltung, welche den Betrieb des Stimulationsgerätes-Timing
solcher Stimulationsimpulse kontrolliert. Der Mikrokontroller 860 enthält auch
ein automatisches Capture-Schwellen-Erkennungssystem, welches das
oben beschriebene Verfahren verwendet.
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Die
Switch Bank 874 enthält
eine Vielzahl von Schaltern für
schaltbares Verbinden der gewünschten
Elektroden an die angemessenen I/O-Schaltungen und liefert dadurch
vollkommene Elektroden-Programmierbarkeit.
Folglich bestimmt die Switch Bank 874, auf Antwort eines
Kontrollsignals 880 von dem Mikrokontroller 860,
die Polarität des
Stimulationsimpulses (z.B. unipolar oder bipolar) durch gezieltes
Schließen
der angemessenen Kombination von Schaltern (nicht gezeigt), wie
es dem Fachmann bekannt ist.
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Ein
atrialer Wahrnehmungsverstärker 882 und
ein ventrikulärer
Wahrnehmungsverstärker 884 sind
ebenso an die atrik. und ventrik. Leitungen 820 und 830,
entsprechend, gekoppelt durch die Switch Bank 874, zum
Erkennen des Vorhandenseins von Herzaktivität. Die Switch Bank 874 bestimmt
die „Wahrnehmungspolarität" des Herzsignals
durch gezieltes Schließen
der angemessenen Schalter, wie es ebenso einem Fachmann bekannt
ist. Somit programmiert der Kliniker vielleicht die Wahrnehmungspolarität unabhängig von
der Stimulationspolarität.
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Jeder
Wahrnehmungsverstärker 882 und 884 verwendet
vorzugsweise eine niedrige Leistung, Präzisionsverstärker mit
programmierbarer Verstärkung
bzw. automatischer Verstärkungskontrolle, Bandpassfilter
und eine Schwellen-Erkennungs-Schaltung, welche dem Fachmann bekannt ist,
zur gezielten Wahrnehmung des interessierenden Herzsignals. Die
automatische Verstärkungskontrolle ermöglicht es
dem Gerät 810 effektiv
mit schwierigen Problemen fertig zu werden, der Wahrnehmung der niedrigen
Frequenz, niedrige Amplituden-Signal-Charakteristika von ventrik.
Fibrillation. Die Ausgänge
der atrik. und ventrik. Wahrnehmungsverstärker 882 und 884 sind
mit dem Mikrokontroller 860 verbunden, welcher wiederum
die atrik. und ventrik. Impulsgeneratoren 870 und 872,
entsprechend „auf Verlangen", wann immer Herzaktivität wahrgenommen
in den zugehörigen
Kammern wird, sperrt.
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Für Arrhythmia-Erkennung
verwendet die Erfindung die atrik. und ventrik. Wahrnehmungsverstärker 882 und 884,
zur Wahrnehmung von Herzsignalen, zum Bestimmen ob ein Rhythmus
physiologisch oder pathologisch ist. Wie hierin benutzt ist „Wahrnehmung" für das Bemerken
einer elektrischen Depolarisation reserviert, und „Erkennen" ist das Verarbeiten
von diesen wahrgenommenen Depolarisationssignalen und das Bemerken
der Gegenwart eines Arrhythmia. Die Zeitintervalle zwischen wahrgenommenen
Ereignissen (z.B. die P-P und R-R-Intervalle) werden dann vom Mikrokontroller 860 klassifiziert, durch
deren Vergleich, zu einem vordefinierten Raten-Zonen-Limit (d. h.
Bradycardia, normal, VT mit niedriger Rate, VT mit hoher Rate, und
Fibrillation Raten Zonen) und viele andere Charakteristika (z.B. Sudden
Onset, Stabilität,
Physiologische Sensoren und Morphology), um den Typ der Remedial
Therapie der gebraucht wird zu bestimmen (z.B. Bradycardia Pacing,
Anti-Tachycardia-Pacing, Cardioversion Schocks, Defibrillation-Schocks,
auch bekannt als „Tiered
Therapy").
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Herzsignale
werden auch an den Eingängen eines
analogen oder digitalen (A/D) Data Aquisitions System 890 verwendet.
Das Data Aquisitions System 890 wird konfiguriert um Intracardiac
Elektrogramm Signale zu erhalten, die rohen analogen Daten in digitale
Signale zu konvertieren, und die digitalen Signale zur späteren Verarbeitung
bzw. telemetrischer Übertragung
in einem externen Gerät 902 zu
lagern. Das Daten-Beschaffungssystem 890 ist mit den atrik. und
ventrik. Leitungen 820 und 830 verbunden, und zwar
durch die Schalter-Bank 874, um Herzsignale für jedes
Paar von gewünschten
Elektroden abzutasten.
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Der
Mikrokontroller 860 ist außerdem mit einem Speicher 894 über einen
geeigneten Daten/Adressen-Bus 896 gekoppelt,
wo die programmierbaren Betriebsparameter, die vom Mikrokontroller 860 benutzt
werden, gelagert und modifiziert werden wie erforderlich, um den
Betrieb des Stimulationsgerätes 810 anzupassen,
um sich die speziellen Bedürfnissen
eines jeden Patienten anzupassen. Solche Betriebsparameter definieren
zum Beispiel Pacing-Impulsamplitude, Impulsdauer, Elektroden-Polarit,
Frequenz, Empfindlichkeit, automatische Eigenschaften, Arrhythmia-Erkennungskriterium
und die Amplitude, Wellenform und Vektor jedes Schock-Impulses wird
zum Herzen des Patienten 812 innerhalb jeder zugehörigen „Tier" oder Therapie geliefert.
Vorteilhafterweise können
die Betriebsparameter des implantierbaren Gerätes 810 im Speicher 894 nicht
angreifbar programmiert durch eine Telemetrie-Schaltung 900,
in telemetrischer Kommunikation mit einem externen Gerät 902,
wie ein Programmierer, Transtelephonischer Transceiver oder ein
diagnostischer System-Analysierer. Die Telemetrie-Schaltung 900 wird
vom Mikrokontroller 860 durch ein Kontrollsignal 906 aktiviert.
Die Telemetrie-Schaltung 900 erlaubt vorteilhafterweise
intracardiac Elektrogramme und Statusinformation, die sich auf den
Betrieb des Gerätes 810 bezieht
(wie enthalten im Mikrokontroller 860 oder Speicher 894),
um über
eine vorhandene Kommunikationsverbindung 904 an das externen
Gerät 902 geschickt
zu werden.
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In
der bevorzugten Ausführungsform
enthält das
Stimulationsgerät 810 weiter
einen physiologischen Sensor 910. Solche Sensoren werden üblicherweise „Frequenz-reagierende" Sensoren genannt.
Der physiologische Sensor 910 wird zum Erkennen des Praxis-Zustandes
des Patienten benutzt, zu welchem der Mikrokontroller 860 durch
Anpassen der Frequenz und AV Verzögerung antwortet, bei welchem
die atrik. u ventrik. Impulsgeneratoren 870 und 872 Stimulationsimpulse
erzeugen. Der verwendete Sensortyp ist für die Erfindung nicht entscheidend
und wird nur der Vollständigkeit
halber gezeigt. Das Stimulationsgerät enthält zusätzlich eine Batterie 914,
welche Antriebsenergie an alle in 9 gezeigten
Schaltungen liefert. Für
das Stimulationsgerät 810,
welches eine Schock-Therapie verwendet, muss die Batterie zum Betrieb
bei niedriger Stromstärke
für lange
Zeitspannen fähig
sein (vorzugsweise weniger als 10 ya) und muss ebenso fähig sein,
zu liefern Hochstrom-Impulse (zum Laden des Konden sators) wenn der
Patient einen Schock-Impuls benötigt
(vorzugsweise, im Überschuss
von 2 A, bei Spannungen über
2 V, für
Zeitdauern von 10 Sekunden oder länger). Die Batterie 914 muss
also eine vorhersagbare Entlade-Charakteristika haben, damit wahlweise
Ersatzzeit erkannt werden kann. Somit verwendet die Erfindung vorzugsweise
Lithium/Silber Vanadium Oxid Batterien, wie es heutzutage der Fall für die meisten
(wenn nicht allen) solcher Geräte
ist. Wie weiter in 9 gezeigt, beinhaltet vorzugsweise eine
Impedanz-Mess-Schaltung 920, welche vom Mikrokontroller 860 durch
ein Kontroll-Signal 922 eingeschaltet
wird. Die Impedanz-Mess-Schaltung 920 ist nicht entscheidend
für die
Erfindung und wird nur der Vollständigkeit halber gezeigt.
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Abhängig von
der Implementation könnte das
Gerät als
implantierbarer Cardioverter/Defibrillator (ICD) Gerät arbeiten.
Das heißt
es erkennt das Auftreten eines Arrhythmias und verwendet automatisch
angemessene elektrische Schock-Therapie am Herzen, mit dem Ziel
des Zerstörens
des erkannten Arrhythmias. Zu diesem Zweck kontrolliert der Mikrokontroller 860 eine
Schock-Schaltung 930 durch ein Kontrollsignal 932.
Die Schock-Schaltung 930 erzeugt Schockimpulse niedriger
(bis zu 0.5 Joule), moderater (0.5–10 Joule) oder hoher Energie
(11–40 Joule),
wie vom Mikrokontroller 860 kontrolliert. Solche Schockimpulse
werden an dem Herzen des Patienten verwendet, mit zumindest zwei
Schock-Elektroden
und wie in dieser Ausführungsform
gezeigt, unter Verwendung der RV und SVS Coil Elektroden 836 und 838 entsprechend.
In alternativen Ausführungsformen
kann das Gehäuse 840 als
aktive Elektrode funktionieren, in Verbindung mit der RV Elektrode 836 alleine
oder als Teil eines getrennten elektrischen Vektors mittels der
SVS Coil Elektrode 838 (d. h, benutzen die RV Elektrode 836 als
gemeinsame Elektrode).
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Cardioversion-Schocks
werden im allgemeinen bezeichnet ein niedriges oder moderates Energielevel
zu haben (um somit den vom Patienten gefühlten Schmerz zu minimieren)
bzw. synchronisiert mit einer R-Welle zu sein bzw. zur Behandlungsart von
Tachycardia zu gehören.
Defibrillation-Schocks sind normalerweise von moderatem oder hohem
Energielevel (z.B. entsprechen den Schwellen in der Reichweite von
5–40 Joules),
werden asynchron geliefert (da R-Wellen vielleicht zu unorganisiert
sind) und gehören
ausschließlich
zur Behandlungsart der Fibrillation. Folglich ist der Mikrokontroller 860 fähig zur
Kontrolle der synchronen oder asynchronen Lieferung der Schock-Impulse.