DE60202957T2 - Reizungskanaltrennung in mehrstellen-herzschrittmachersystemen - Google Patents

Reizungskanaltrennung in mehrstellen-herzschrittmachersystemen Download PDF

Info

Publication number
DE60202957T2
DE60202957T2 DE60202957T DE60202957T DE60202957T2 DE 60202957 T2 DE60202957 T2 DE 60202957T2 DE 60202957 T DE60202957 T DE 60202957T DE 60202957 T DE60202957 T DE 60202957T DE 60202957 T2 DE60202957 T2 DE 60202957T2
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
pacing
output
current loop
stimulation
pacemaker
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Lifetime
Application number
DE60202957T
Other languages
English (en)
Other versions
DE60202957D1 (de
Inventor
L. David THOMPSON
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Medtronic Inc
Original Assignee
Medtronic Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Medtronic Inc filed Critical Medtronic Inc
Application granted granted Critical
Publication of DE60202957D1 publication Critical patent/DE60202957D1/de
Publication of DE60202957T2 publication Critical patent/DE60202957T2/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/37—Monitoring; Protecting
    • A61N1/3702—Physiological parameters
    • A61N1/3704—Circuits specially adapted therefor, e.g. for sensitivity control

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)
  • Compositions Of Oxide Ceramics (AREA)

Description

  • Die vorliegende Erfindung betrifft Herzschrittmachersysteme zur Bereitstellung von Reizung bzw. Stimulation bzw. Schrittmachung an mehreren Stellen in einer einzelnen bzw. einzigen Herzkammer oder Multi-Herzkammer-Stimulation einschließlich AV sequentieller Stimulation und Erfassung in wenigstens einer oberen und einer unteren Herzkammer und/oder bi-atrialer oder bi-ventrikulärer Stimulation, welche Stimulation und Erfassung in 2, 3 oder 4 Herzkammern einschließt und sie betrifft insbesondere die Verwendung einer miniaturisierten elektrischen Isolations-Schaltung an den Eingängen von wenigstens einem der Erfassungsverstärker, die mit einer Stelle oder Herzkammer verbunden sind, um die Erfassung der Herzdepolarisationen nach der Abgabe eines Schrittmacherpulses an einer anderen Stelle oder Herzkammer zu verbessern.
  • Das kardiovaskuläre System stellt oxygeniertes bzw. mit Sauerstoff angereichertes Blut an verschiedene Strukturen des Körpers bereit. In einem normal funktionierenden Herz verändert sich das Bedürfnis des Körpers nach oxygeniertem Blut und das Herz reagiert durch Erhöhung oder Erniedrigung seiner Frequenz und Kontraktionskraft, um dem Bedürfnis zu begegnen. Ein elektrisches Signal, das von dem Sinusknoten in der oberen rechten atrialen Wand nahe der Basis des Herzes erzeugt wird, wird durch die oberen Herzkammern, d.h. das rechte und linke Atrium, geleitet und verursacht, dass sich diese in einer synchronen Weise zusammenziehen. Die Kontraktion der oberen Herzkammern presst das darin gesammelte Blut durch offenen Herzklappen und in das rechte und linke Ventrikel oder die unteren Herzkammern. Die atriale elektrische Depolarisationswelle kommt bei dem AV-Knoten über den Ventrikeln an und löst die Leitung einer ventrikulären Depolarisationswelle durch das His-Bündel im Septum zwischen dem rechten und linken Ventrikel hinab zum Apex cordis aus. Die Ventrikel ziehen sich nach einer kurzen atrio-ventrikulären (AV) Verzögerungszeit zusammen, die der Sinusknoten-Depolarisation folgt, weil die Depolarisationswelle danach nach oben, nach hinten und nach vorne durch die äußere Ventrikelwand des Herzes fortschreitet. Die unteren Herzkammern ziehen sich zusammen und pressen das Blut durch das vaskuläre System des Körpers. Die Kontraktion des rechten und linken Ventrikels fährt in einer organisierten Weise fort, welche die Entleerung der ventrikulären Kammern optimiert. Die synchrone elektrische Depolarisation der atrialen und ventrikulären Kammern kann elektrisch erfasst und dargestellt werden, und die elektrische Kurvenform wird nach akzeptierter Konvention als der "PQRST" Komplex gekennzeichnet. Der PQRST-Komplex enthält P-Welle bzw. Zacke, die mit der atrialen Depolarisationswelle korrespondiert, die R-Welle, die mit der ventrikulären Depolarisationswelle korrespondiert, und T-Welle, welche die Repolarisation der kardialen Zellen darstellt.
  • Verschiedene Krankheitsmechanismen verursachen Leitungsstörungen, welche auf das natürliche Leitungssystem des Herzes störend einwirken bzw. damit interferieren und die Fähigkeit des Herzes beeinflussen, eine adäquate kardiale Ausgabe an den Körper bereitzustellen. Bei gewissen Krankheitsmechanismen ist der Sinusknoten nicht in der Lage, zu depolarisieren und die P-Welle so schnell wie nötig einzuleiten, um das Bedürfnis nach oxygeniertem Blut zu befriedigen, oder die Atria können spontan bei Frequenzen depolari sieren, die jenseits der Reaktionsmöglichkeit der Ventrikel liegen. In diesen Situationen können die Ventrikel durch spontanes Depolarisieren von ektopischen Depolarisationsstellen kompensieren. In anderen Fällen, in denen die SA-Knoten korrekt arbeiten, geht 1:1 atriale und ventrikuläre Depolarisationssynchronität verloren, weil der AV-Knoten nicht in der Lage ist, auf alle P-Wellen zu reagieren, oder ein Defekt in dem His-Bündel mit der Leitung der ventrikulären Depolarisation interferiert. In all diesen Fällen können sich die Ventrikel mit einer zur Bereitstellung einer geeigneten kardialen Ausgabe ungeeigneten Frequenz zusammenziehen.
  • Wenn sich die Atria oder Ventrikel zu langsam zusammenziehen, kann der Patient ein Kandidat für Implantation eines Herzschrittmachers zur Wiederherstellung der Herzfrequenz durch Verabreichung von Stimulationspulsen an die Herzkammer, die schlecht funktioniert, mit einer Stimulationsfrequenz, die eine geeignete kardiale Ausgabe wiederherstellt, werden. Moderne implantierbare Herzschrittmacher weisen einen implantierbaren Pulsgenerator (IPG) und eine Leitung oder Leitungen bzw. Zuleitungen auf, die sich vom IPG zu einer Stimulations-/Erfassungselektrode oder -Elektroden erstrecken, die bzgl. der Herzkammer angeordnet sind, um die Stimulationspulse abzugeben und die P-Wellen oder R-Wellen zu erfassen. Typischerweise werden die Leitungen transvenös in die betroffene Herzkammer über die Vena cava superior und das rechte Atrium eingeführt und die Stimulations-/Erfassungselektroden werden in Kontakt mit dem Herzgewebe durch einen Befestigungsmechanismus am distalen Ende der Leitung gehalten. Jedoch können die Leitungen subkutan zwischen dem IPG und der Außenseite des Herzes angeordnet und die Stimulations-/Erfassungselektroden an dem Epikard an den erwünschten Stellen angebracht werden. Darüberhinaus werden endokardiale koronare Sinusleitungen durch das rech te Atrium in den Sinus coronarius und die große Vene eingeführt, um die Stimulations-/Erfassungselektroden in der Nähe des linken Atriums oder linken Ventrikels anzuordnen.
  • Ein Einzelkammer-Bedarfs-Schrittmacher wird implantiert, um Stimulationspulse an eine einzelne obere oder untere Herzkammer, typischerweise das rechte Atrium oder rechte Ventrikel, in Reaktion auf Bradykardie derselben Kammer bereitzustellen. Bei einem atrialen Bedarfs-Schrittmacher, der in dem AAI Stimulationsmodus arbeitet, wird ein atrialer Stimulationspuls an die atrialen Stimulations-/Erfassungselektroden durch den IPG abgegeben, wenn eine P-Welle nicht innerhalb eines atrialen Ausgabe- bzw. Ersatz- bzw. Escape-Intervalls (A-A Intervall), das von einem atrialen Escape-Intervalltimer bzw. -Taktgeber getimed bzw. getaktet wird, durch einen atrialen Erfassungsverstärker erfasst wird, der mit den atrialen Stimulations-/Erfassungselektroden gekoppelt ist. Bei einem ventrikulären Bedarfs-Schrittmacher, der in dem WI Stimulationsmodus arbeitet, wird ein ventrikulärer Stimulationspuls an die ventrikulären Stimulations-/Erfassungselektroden abgegeben, wenn eine R-Welle nicht innerhalb eines ventrikulären Escape-Intervalls (V-V Intervall) erfasst wird, das von einem ventrikulären Escape-Intervalltaktgeber getaktet wird, durch einen ventrikulären Erfassungsverstärker erfasst wird, der mit den ventrikulären Stimulations-/Erfassungselektroden gekoppelt ist.
  • Ein Zwei-Kammer-Bedarfs-Schrittmacher wird implantiert, um Stimulationspulse, wenn benötigt, an eine obere Herzkammer und an eine untere Herzkammer, typischerweise das rechte Atrium und das rechte Ventrikel, bereitzustellen. In einem Zwei-Kammer-Bedarfs-Schrittmacher, der in dem DDD Stimulationsmodus arbeitet, wird sowohl der AAI als auch der WI Stimulationsmodus unter den oben definierten Bedingungen eingehalten bzw. ausgeübt. Ein ventrikulärer Stimulationspuls wird an die ventrikulären Stimulations-/Erfassungselektroden abgegeben, wenn eine R-Welle nicht innerhalb eines AV Zeitintervalls, das von der Erfassung einer P-Welle durch den atrialen Erfassungsverstärker getaktet wird, durch den ventrikulären Erfassungsverstärker, der daran gekoppelt ist, erfasst wird.
  • Über die Jahre wurde vorgeschlagen, dass verschiedene Leitungsstörungen, die sowohl Bradykardie als auch Tachykardie einer Herzkammer enthalten, von der Stimulation profitieren könnten, die an mehreren Elektrodenstellen, die in ihr oder an ihr angeordnet sind, synchron mit einer Depolarisation, die an wenigstens einer der Elektrodenstellen erfasst wurde, bereitgestellt wird. Zusätzlich wurde vorgeschlagen, Stimulation zu verwenden, um Leitungsdefekte zu kompensieren, und bei einer kongestiven bzw. hydropischen Herzdekompensation, wo Depolarisation, die natürlicherweise in einer oberen oder unteren Kammer auftreten, nicht schnell genug an die andere obere oder untere Herzkammer geleitet werden. In solchen Fällen ziehen sich die rechten und linken Herzkammern nicht optimal gegenseitig synchron zusammen, und die kardiale Ausgabe leidet aufgrund des Taktungsungleichgewichts. In anderen Fällen treten spontane Depolarisationen des linken Atriums oder des linken Ventrikels bei Ektopieherden in diesen linken Herzkammern auf und die natürliche Aktivierungssequenz ist ziemlich gestört. In solchen Fällen verschlimmert sich die kardiale Ausgabe, weil die Kontraktionen der rechten und linken Herzkammern nicht genügend synchronisiert sind, um Blut daraus auszustoßen.
  • Bei Patienten, die an hydropischer Herzdekompensation leiden, werden die Herzen verzögert und die Leitung und die Depolarisationssequenzen der Herzkammern können intraatriale Leitungsdefekte (IACD), Linksschenkelblock (LBBB), Rechtsschenkelblock (RBBB) und intra-ventrikuläre Leitungsdefekte (IVCD) aufweisen. Einzel- und Zwei-Kammerstimulation des rechten Atriums und/oder rechten Ventrikels kann in solchen Fällen, abhängig vom defekten Leitungspfad und den Stellen der Stimulations-/Erfassungselektroden, kontraproduktiv sein.
  • Eine Anzahl von Vorschlägen wurde entwickelt, um Stimulationstherapien bereitzustellen, die diese Bedingungen erleichtern und um synchrone Depolarisation der rechten und linken, oberen und unteren Herzkammern wiederherzustellen, wie es im gemeinsam übertragenen US Patent 5,902,324 und den darin offenbarten Referenzen beschrieben ist. Typischerweise wird das rechte Atrium am Ende eines A-A Escape-Intervalls stimuliert und das linke Atrium wird simultan oder synchron nach einer kurzen Verzögerungszeit stimuliert. Auf ähnliche Weise wird das rechte Ventrikel am Ende eines V-V Escape-Intervalls stimuliert und das linke Ventrikel wird simultan oder synchron nach einer kurzen Verzögerungszeit stimuliert. Einige dieser Patente schlagen die limitierten Formen von DDD-Stimulation vor, die "bi-ventrikuläre" oder "bi-atriale" Bedarfs- oder ausgelöste bzw. evozierte Stimulationsfunktionen aufweisen. Ein Stimulationspuls, der am Ende eines Escape-Intervalls oder am Ende einer AV-Verzögerung abgegeben wird (ein "stimuliertes Ereignis"), löst die simultane oder leicht verzögerte Abgabe des Stimulationspulses an die andere Herzkammer aus.
  • Das oben genannte '324 Patent schlägt die Stimulation einer rechten Herzkammer (RHC) oder linken Herzkammer (LHC) am Ende des Escape-Intervalls oder einer AV-Verzögerung vor. Stimulation in der anderen der RHC oder LHC wird verhindert, wenn eine geleitete Depolarisation in dieser anderen Herzkammer innerhalb einer physiologischen Zeit, die mit der Stelle bzw. Anordnung der Stimulations- /Erfassungselektroden zusammenhängt und hier als ein Leitungsverzögerungsfenster (CDW) bezeichnet wird, erkannt wird.
  • Diese Ansätze zeigen sich vielversprechend bei der Wiederherstellung der synchronen Kontraktionen der rechten und linken Herzkammern in kranken Herzen, die signifikante Leitungsstörungen der rechten und linken Herzdepolarisationswellen aufweisen, aber nicht in der Lage sind, die rechte und linke Herzsynchronität in einer physiologischen Weise zu bewahren. Signifikante Leitungsstörungen zwischen dem rechten und linken Atrium können in linkem atrialen Flattern oder Fibrillation resultieren, was durch Stimulation des linken Atriums synchron mit der rechten atrialen Stimulation oder Erfassung von P-Wellen unterdrückt werden kann. Und insbesondere bei Patienten, die an einem Herzfehler leiden, können die linke atriale und linke ventrikuläre kardiale Ausgabe signifikant verbessert werden, wenn die linke und rechte Kammer Synchronität wiederhergestellt ist.
  • All die oben beschriebenen Stiumulationssysteme arbeiten in Bedarfs- und/oder ausgelösten und/oder synchronen Moden, die von der Möglichkeit abhängen, P-Wellen und/oder R-Wellen an einer oder mehreren Stellen oder Herzkammer in Anwesenheit von elektromagnetischer Interferenz (EMI) genau und in einer so kurzen wie möglichen Zeit nach Abgabe eines Stimulationspulses zu erfassen. Ein "Stimulationskanal" wird für jede Stimulationsstelle eines Einzel-Kammer-, Multi-Kammer- oder Multi-Stellen-Stimulationssystems durch die Leitung, die Stimulations-Ausgangsschaltung, den Erfassungsverstärker und die zugehörige Schaltung, die mit der Leitung gekoppelt ist, die sich zu dem Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar für diese Stelle erstreckt, definiert. Die Eingänge des Erfassungsverstärkers und ein Ausgangskondensator der Ausgangsschaltung werden gemeinsam mit dem jeweiligen Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar gekoppelt. Stimulationspulse werden an das Paar von Stimulations-/Erfassungselektroden des Stimulationskanals abgegeben, bei dem wenigstens eine der Stimulations-/Erfassungselektroden an einer Stimulationsstelle und die andere, indifferente Stimulations-/Erfassungselektrode entweder an der Leitung nahe dazu angeordnet ist, um bipolare Stimulation und Erfassung bereitzustellen, oder an einer weiter entfernten Stelle angeordnet ist, z.B. dem Gehäuse oder der Dose des IPG, um unipolare Stimulation und Erfassung bereitzustellen. In beiden Fällen sind die indifferenten Stimulations-/Erfassungselektroden von allen Stimulationskanälen typischerweise elektrisch gemeinsam und mit einer gemeinsamen Erdschaltung der Stimulationsschaltung verbunden. Die Batterie ist auch typischerweise mit der gemeinsamen Erdschaltung verbunden. Kopplungskomponenten der Stimulations-Ausgangsschaltungen mit niedrigem Widerstand können auch Leckströme an die aktiven Stimulations-/Erfassungselektroden der Stimulations-/Erfassungselektrodenpaare der zwei oder mehr Stimulationskanäle leiten.
  • Aus einer Anzahl von Gründen ist es oftmals schwierig, P-Wellen bzw. Zacken, R-Wellen bzw. Zacken oder andere Signale des PQRST Komplexes zu erfassen, die von einer stimulierten Depolarisation oder einer spontanen Depolarisation für eine Zeit nach der Abgabe eines Stimulationspulses in demselben Kanal oder in einem anderen Kanal verursacht werden. Die Leitungsadern bzw. -leiter, die "Elektroden-Gewebe-Schnittstelle" des Stimulations-/Erfassungselektrodenpaares mit kardialem Gewebe oder Fluid und die Masse des kardialen Gewebes oder Fluids zwischen dem Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar weist einen kapazitiv-resistiven Blindwiderstand bzw. eine Reaktanz auf, die dem Ausgang der Ausgangsschaltung und dem Eingang des Erfassungsverstärkers des Stimulationskanals vorgelegt wird. Stimulationspulse werden typischerweise durch partielle Entladung eines aufgeladenen Ausgangskondensators in die kapazitive-resistive Reaktanz des Stimulationskanals abgegeben, der direkt damit gekoppelt ist, und der Ausgangskondensator lädt sich während des Intervalls zwischen den Stimulationspulsen auf. Die Stimulationspulsenergie wird direkt an das "gleich-kanalige" Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar wie beabsichtigt abgegeben, aber Leckströme oder "Übersprechen" kann "kreuz-kanalig" durch die gemeinsame Erde des Stimulationssystems und durch Kopplungskomponenten an die Stimulations-/Erfassungselektrodenpaare oder die nicht stimulierten Stimulationskanäle geleitet werden.
  • Die Entladung eines Ausgangskondensators resultiert wegen der Zerstörung der elektrischen Gleichgewichtsbedingung an der Gewebe-Elektroden-Schnittstelle durch den Entladestrom bzw. Leckstrom in Gleich-Kanal- oder Kreuz-Kanal-After- bzw. Nach-Effekten, was in der Polarisation der intrinsischen Dipolmomente des Gewebes resultiert. Diese durch Stimulation verursachten "After- bzw. Nach-Potentiale" manifestieren sich in traditionellen Schrittmacher-Erfassungsverstärkern, die mit einem Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar gekoppelt sind, als abfallende Spannungssignale, die für eine bestimmte Zeitspanne nach der Abgabe von Stimulationspulsen bestehen bleiben, bis die elektrische Gleichgewichtsbedingung wiederhergestellt ist. Diese After-Effekte interferieren mit der Möglichkeit des Erfassungsverstärkers, Depolarisationen des Herzes kurz nach der oder verursacht durch die Abgabe von Stimulationspulsen zu erfassen.
  • Im Stand der Technik wurden verschiedene Versuche unternommen, um den After-Potentialen des Stimulationspulses entge genzuwirken und simultan den Ausgangskondensator mittels eines "schnellen Wiederauflade"-Stromes, der durch das Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar nach der abfallenden Kante des Stimulationspulses abgegeben wird, wieder aufzuladen, wie in den US Patenten Nr. 4,476,868; 4,406,286; 3,853,865 und 4,170,999 beispielhaft angegeben. Jedoch führt einfaches Durchführen bzw. Leiten eines ausreichenden Stromes durch die Elektroden-Gewebe-Schnittstelle, um den Ausgangskondensator wiederaufzuladen, nicht notwendigerweise das Elektroden-Gewebe-System zu seiner vorherigen elektrischen Gleichgewichtsbedingung zurück. Alternativ wurde vorgeschlagen, dem After-Effekt der Abgabe eines Stimulationspulses durch einfaches Zusammenbinden der Elektroden, die in die Abgabe der Pulse eingebunden sind, nach der Abgabe des Pulses, wie es im US Patent Nr. 4, 498, 478 offenbart ist, oder mittels eines Zuges von Pulsen mit niedriger Energie, wie es im US Patent Nr. 4,811,738 offenbart ist, entgegenzuwirken.
  • Wie in dem '324 Patent und im gemeinsam übertragenen US Patent Nr. 5,156,149 dargestellt, wurden P-Wellen- und R-Wellen-Erfassungsverstärker mit sehr hoher Impedanz, die die Signalquelle im wesentlichen nicht belasten, in Stimulationssystemen seit der Zeit verwendet, zu der integrierte Schaltungs- (IC) Technologie eingesetzt wurde. Der Erfassungsverstärker unterlag einer ständigen Entwicklung und Verbesserung, wie es durch die Lehren der gemeinsam übertragenen US Patente Nr. 4,275,737; 4,379,459 und 4,649,931 widergespiegelt wird. Jedoch ist die zugrundeliegende Design- bzw. Ausgestaltungsphilosophie über die Jahre gleich geblieben, die eine hohe Impedanz und eine hohe Verstärkung erfordert, um die Signale mit niedrigem Level bzw. Niveau, die vom Herz erzeugt werden, zu erfassen. Bandpass-Filter, Zeitdomänen-Filterung und Amplitudengrenzwert- bzw. Schwellwertvergleich werden weiterhin verwendet, um ein P- Welle oder R-Welle von EMI zu unterscheiden und um Gleich-Kanal- und Kreuz-Kanal-After-Potentiale, die von einem früheren Stimulationspuls erzeugt werden, der an das Gleich-Kanal- oder Kreuz-Kanal-Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar angelegt wurde, zu unterscheiden. Die Erfassungsverstärkerschaltungen im Stand der Technik mit hoher Eingangsimpedanz werden leicht durch den Stimulationspuls gesättigt, der zwischen den Stimulations-/Erfassungselektroden, die mit den Eingangsanschlüssen des Erfassungsverstärkers gekoppelt sind, oder der zwischen Stimulations-/Erfassungselektroden einer anderen Kammer oder einer anderen Stelle abgegeben wird.
  • Als die ersten AV-sequentiellen, DVI Zwei-Kammer-Stimulationssysteme entwickelt wurden, wie in den US Patenten Nr. 3,757,791, 3,776,413 und 3,814,106 gezeigt, wurde es als angenehm bzw. praktisch gefunden, die atrialen Erfassungselektroden elektrisch von den ventrikulären Stimulations-/Erfassungselektroden durch einen Isolationstransformator zu isolieren. Jedoch wurde dieser Ansatz, bei dem relativ wuchtige Transformatoren mit Drahtwicklungen verwendet werden, mit der Einführung der IC-Herstellungstechnologie, was die Miniaturisierung der IPG Schaltung ermöglicht, und mit der Unmöglichkeit, genügend kleine und aus einzelnen verläßlichen Komponenten bestehende Transformatoren zu erhalten, abgebrochen.
  • Es wurde auch vorgeschlagen, die Interaktion zwischen den Erfassungs- und Stimulationsfunktionen zu minimieren, indem getrennte Leitungsadern und Elektroden für die Stimulationspuls-Ausgangsschaltung und die Erfassungsverstärker-Eingangsanschlüsse bereitgestellt werden, wie z.B. in dem gemeinsam übertragenen US Patent Nr. 4,310,000 beschrieben. Jedoch haben Leitungsgröße und beschränkter IPG-Dosendurchführungsraum und Verbindergröße-Überlegungen bis zu dieser Zeit die Verwendung von IPG-Verbinder- und Leitungssystemen diktiert, die Stimulations-/Erfassungselektroden aufweisen, die, wie oben beschrieben, geteilt sind.
  • Derzeit sind bzw. werden die Erfassungsverstärker-Eingangsanschlüsse typischerweise von den Stimulations-/Erfassungselektroden für eine vorbestimmte "Ausblendungs"Zeitspanne entkoppelt, die bei der Abgabe eines Stimulationspulses über das Gleich-Kanal-Stimulations-/Erfassungselektronenpaar oder bei der Abgabe eines Stimulationspulses an das Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar eines anderen Stimulationskanals gestartet wird, um zu helfen, die Sättigung aufgrund der Stimulationspulsenergie zu verhindern. Die Ausblendungs-Zeitspanne erstreckt sich typischerweise für eine weitere Zeitspanne, um zu ermöglichen, dass die After-Potentiale an der Elektroden-Gewebe-Schnittstelle ausreichend abgebaut werden, um das kardiale Signal von Interesse zuverlässig zu erfassen. Die Ausblendungs-Schalter weisen typischerweise einen einzelnen bzw. Einzel-FET-Schalter auf, der mit einem oder beiden der Erfassungsverstärkereingänge in Reihe verbunden ist, die normalerweise geschlossen sind, aber während der Ausblendungs-Zeitspanne geöffnet werden, und/oder einen anderen FET Schalter, der über die Eingangsschnittstellen gekoppelt ist, der normalerweise offen ist, aber während der Ausblendungs-Zeitspanne geschlossen ist. Eine beispielhafte Ausblendungs-Schaltung ist z.B. in dem gemeinsam übertragenen US Patent Nr. 4,401,119 offenbart. Die typische Gleich-Kanal-Ausblendungs-Zeitspanne dauert ungefähr 100 ms und die typische Kreuz-Kanal-Ausblendungs-Zeitspanne dauert ungefähr 30 ms in heutigen Schrittmacher-IPGs.
  • Vor der Entwicklung bzw. dem Einsatz von IC-Fabrikation bzw. -Herstellung wurden Erfassungsverstärker aus ziemlich massiven einzelnen Komponenten gebildet, die als Hybridschaltung zusammengebaut wurden. Ausblendung wurde in Einzelkanal-Stimulationssystemen erreicht, indem die Verwendung des Erfassungsverstärker-Ausgabesignals durch die Downstream-Schrittmacherschaltung verhindert wurde. Die Erfassungsverstärker und die Stimulations-Ausgangsschaltung wurden hergestellt, indem einzelnen Komponenten und bipolare ICs verwendet wurden, die einer hybriden Baugruppe montiert wurde. Taktungs- und Steuerungsfunktionen wurden implementiert, indem digitale IC Fabrikationstechniken verwendet werden, die in den letzten Jahren einen Mikroprozessor, Speicher und verbundene Komponenten enthalten, die einen Mikrocomputer bilden und auf einen Träger bzw. Substrat montiert sind. Kürzlich wurden lineare und submikro CMOS-Fabrikationstechniken eingesetzt, die die gesamte Stimulations-IPG-Schaltung mit Ausnahme einiger einzelner Komponenten auf einem einzelnen Chip vereinigen. Dies hat es wegen des verminderten Spannungseinbruchs und des Schaltungsübersprechens schwerer gemacht, die Ausblendungs-Zeitspannen zu verkürzen.
  • Im Rahmen bi-atrialer oder bi-ventrikulärer Erfassungs- und Stimultionssysteme, die oben in Bezugnahme auf das '324 Patent beschrieben sind, würde es erwünscht sein, z.B. das CDW für die Erfassung einer geleiteten Depolarisation in eine Herzkammer in Reaktion auf einen Stimulationspuls oder ein erfasstes Ereignis in der anderen Kammer zwischen 5–10 ms und 100 ms zu programmieren. Die CDW-Zeit hängt von den physikalischen Orten der Rechts- und Links-Kammer-Stimulations-/Erfassungselektroden und den normalen Leitfähigkeitsverzögerungen dazwischen ab. In diesem Bereich werden die After-Potentiale von einem Stimulationspuls, der in der anderen Kammer abgegeben und an die Stimulations-/Erfassungselektroden in der getakteten Kammer reflektiert wird, jedes zugrundeliegende Anzeichen einer geleiteten Herzdepolarisation, die während der CDW-Zeit auftritt, verdecken. Die Verwendung einer typischerweise 100 ms Ausblendungs-Zeitdauer, um das After-Potentialproblem zu bewältigen, würde den Erfassungsverstärker an der Erfassung der geleiteten Depolarisationswelle hindern.
  • In dem '324 Patent wird vorgeschlagen, dass eine "Felddichte-Klammer"-Schaltung verwendet wird, die das Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar als zwei Elektrodenpole behandelt und die zwei Elektrodenpole lädt bzw. belastet, um die Strommenge zu messen, die in das Leitungssystem von einer vorbeiziehenden Wellenfront eingekoppelt wird. Es wurde bestätigt, dass das Felddichte-Klammer-Erkennungssystem speziell für Systeme geeignet ist, bei denen Stimulations- und Erfassungsfunktionen die Elektrodenpole teilen, weil diese Erkennungsstrategie relativ unsensitiv auf die sogenannten "Elektrodenpolarisations"-Effekte ist, die von der Abgabe von Stimulationsenergie an reizbares Gewebe durch ein Leitungssystem verursacht werden. Beim Betrieb baut die aktive Schaltung die elektrische Felddichte auf, die benötigt wird, um eine Gleichgewichtsbedingung zwischen den zwei Polen zu erhalten und erhält sie. Die Feldstörung, die von einer vorbeiziehenden Wellenfront verursacht wird, wird von der aktiven Schaltung auf null abgeglichen, welche versucht, die Potentiale an den Elektroden auszugleichen. Die Strommenge, die an die Elektrodenoberflächen durch eine virtuelle Last angelegt wird, die benötigt wird, um diese Nullbedingung aufrechtzuerhalten, wird überwacht und bildet die Basis für die Erkennung der vorbeiziehenden Depolarisationswellenfront. Es ist bevorzugt, auch die Spannung über der virtuellen Last zu überwachen und sie mit der Strommessung zu multiplizieren, um die Energie zu charakterisieren, die an des Elektrodensystem durch die vorbeiziehende Depolarisationswellenfront abgegeben wurde. Leider beinhaltet dieses Erfassungskonzept inherent einen nicht akzeptablen Stromdrain bzw. -abzug bei hohen Erfassungsfrequenzen, z.B. während Tachyrethmieepisoden, im Vergleich zu konventionellen Erfassungsverstärkern und ist empfindlich bzw. anfällig für EMI aus verschiedenen Quellen.
  • In all den oben beschriebenen Beispielen und in anderen, die Fachleute berücksichtigen werden, bleibt es wünschenswert, die Ausblendungs-Zeitspannen bzw. -perioden der Erfassungsverstärker zu reduzieren, die verwendet werden, um eine geleitete oder natürliche kardiale Depolarisation über ein paar von Stimulations-/Erfassungselektroden nach der Abgabe eines Stimulationspulses an das gleiche oder an ein anderes Paar von Stimulations-/Erfassungselektroden zu erfassen. Die Reduktion der Ausblendungsperioden muss in einer Weise erreicht werden, die nicht die Größe des Stimulationssystems oder den Stromverbrauch von der IPG-Batterie erhöht.
  • Zusammenfassung der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung ist deshalb darauf gerichtet, die Ausblendungsperioden von Erfassungsverstärkern zu reduzieren, die verwendet werden, um eine kardiale Depolarisation über ein Paar von Stimulations-/Erfassungselektroden nach der Abgabe eines Stimulationspulses an das gleiche oder ein unterschiedliches Paar von Stimulations-/Erfassungselektroden in wenigstens einem Zwei-Stellen- oder Kammerstimulationssystem zu erfassen. Die vorliegende Erfindung enthält monolithische Isolationsschaltungsmittel mit einer Ausgangsstromschleife, die mit einem Paar Stimulations-/Erfassungselektroden gekoppelt ist, und einer Eingangsstromschleife, die mit den Erfassungsverstärkereingängen gekoppelt ist, wobei die Eingangs- und Ausgangsstromschleifen als integrierte Schaltungs-Leiter gebildet sind und als isolierte Stromreplikatoren von erfassten kardialen Depolarisationen funktionieren. In einem Multi-Stellen- oder Multi-Kammer-Stimulationssystem, das N Erfassungsverstärker in N Erfassungsverstärkerkanälen aufweist, sind N – 1 isolierte Stromreplikatoren im Eingriff bzw. geschaltet zwischen den Stimulations-/Erfassungselektroden und den Erfassungsverstärkereingängen von bis zu N – 1 Erfassungsverstärkern.
  • Vorzugsweise ist jeder isolierte Stromreplikator auch in Eingriff bzw. geschaltet zwischen dem Stimulationspulsgenerator und dem Paar von Stimulations-/Erfassungselektroden des Kanals. Die Ausgangsstromschleife ist mit dem Paar von Stimulations-/Erfassungselektroden des Kanals gekoppelt, und die Eingangsstromschleife ist sowohl mit dem Eingang des Erfassungsverstärkers als auch mit dem Ausgang des Stimulationspulsgenerators gekoppelt. In dieser Ausführungsform werden Stimulationsauslöse- bzw. triggerpulse, die an die Eingangsstromschleife abgegeben werden, in der Ausgangsstromschleife repliziert und an die Stimulations-/Erfassungselektroden abgegeben, wohingegen kardiale Signale, die die Stimulations-/Erfassungselektroden und die Ausgangsstromschleife durchqueren, in der Eingangsstromschleife repliziert und auf den Erfassungsverstärker gegeben werden.
  • Die Eingangsstromschleife und die Ausgangsstromschleife sind voneinander isoliert, so dass die Ausgangsstromschleife und die damit gekoppelten Komponenten, einschließlich des Stimulations-/Erfassungselektrodenpaars des Stimulationskanals, von der Stimulationsschaltung entkoppelt und von Leckströmen isoliert sind, die mit der Abgabe eines Stimulationspulses an ein Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar eines anderen Stimulationskanals einhergehen. Die Ausgangsstromschleife ist von der Stimulationsschaltung isoliert, die mit der Eingangsstromschleife gekoppelt ist, um zu ver hindern, dass Kreuz-Kanal-Leckstrom, der mit der Abgabe eines Stimulationspulses in einen anderen Stimulationskanal einhergeht, an das Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar abgegeben wird, das mit der Ausgangsstromschleife gekoppelt ist. Deshalb treten an den isolierten Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar keine After-Potentiale auf und die Ausblendungsperiode kann wesentlich reduziert werden.
  • Vorzugsweise wird eine erste Ausblendungsperiode für jeden Erfassungsverstärker eingeleitet, der mit einer Stromreplikator-Eingangsstromschleife gekoppelt ist, wenn ein Stimulationspuls an das Gleich-Kanal-Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar abgegeben wird, das mit der Eingangsstromschleife verbunden ist. Eine zweite Ausblendungsperiode wird eingeleitet, wenn der Kreuz-Kanal-Stimulationspuls an ein anderes Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar als das, das mit der Eingangsstromschleife verbunden ist, abgegeben wird. Im letzteren Fall kann die Ausblendungsperiode auf null gesetzt werden oder auf die Breite des Stimulationspulses und der zugehörigen Wiederaufladezeit oder auf ungefähr 5 ms bis ungefähr 10 ms. Im ersten Fall kann die Ausblendungsperiode auf einen Bereich von ungefähr 50 ms bis ungefähr 100 ms gesetzt werden.
  • In einer Ausführungsform wird der isolierte Stromreplikator gebildet, indem Riesenmagnetowiderstands-(GMR-)Elemente verwendet werden, wobei jedes GMR-Element eine GMR-Induktivität bzw. einen Induktor aufweist, der mit einem GMR-Widerstand verbunden ist, der in isolierten planaren Zellen monolithischer Form hergestellt und in eine konventionelle VLSI Schaltung eingebaut ist. Die Eingangs- und Ausgangsstromschleifen sind mit GMR-Induktoren gebildet, die mit GMR-Widerständen assoziiert bzw. verbunden sind, die wiederum in einer Brückenschaltung mit den Eingängen eines Operationsverstärkers gekoppelt sind. Die Ausgangsstromschleife ist mit dem Ausgang des Operationsverstärkers und mit dem Paar von Stimulations-/Erfassungselektroden des Stimulationskanals gekoppelt. Die Eingangsstromschleife ist mit den Eingängen des Erfassungsverstärkers und dem Ausgang eines Stimulationspulsgenerators des Stimulationskanals gekoppelt.
  • In einer weiteren Ausführungsform ist der isolierte Stromreplikator aus einem mikromechanisch hergestellten (MEMS) Isolationstransformator mit Eingangs- und Ausgangsspulen mit geringem Verlust gekoppelt, die von einer Isolationsschicht getrennt sind, die die Eingangsspule von der Ausgangsspule isoliert.
  • Die vorliegende Erfindung kann in verschiedenen Multi-Stellen- und Multi-Kammer-Stimulationssystemen verwendet werden, vorzugsweise in Multi-Kammer-Stimulationssystemen, die Stimulation und Erfassung in einer oberen und unteren Herzkammer oder in zwei oberen Herzkammern oder zwei unteren Herzkammern oder in drei oder vier Herzkammern bereitstellen, was eine synchrone Stimulation der oberen und unteren und/oder rechten und linken Herzkammer, wie benötigt, bereitstellt. Solche Stimulationssysteme gemäß der vorliegenden Erfindung überwinden die Probleme und Einschränkungen der Multi-Kammer-Stimulationssysteme, die oben beschrieben sind, und stellen eine große Flexibilität in der Bemessung der abgegebenen Stimulationstherapie auf die Bedürfnisse des Herzes des individuellen Patienten bereit.
  • Der isolierte Stromreplikator kann vorteilhafterweise mit konventionellen kapazitiven Entladestimulations-Ausgangsschaltungen und Erfassungsverstärkern verwendet werden.
  • Zusätzlich ermöglicht die Verwendung des isolierten Stromreplikators, der mit den Stimulations-/Erfassungselektroden gekoppelt ist, die Morphologie von spontanen und ausgelösten Depolarisationen, die von einer spontanen oder ausgelösten Depolarisation in der anderen Kammer geleitet werden, zu analysieren, um Pathologien der Leitungspfade zu bestimmen.
  • Die vorliegende Erfindung bietet vielfältige Vorteile bei der Bereitstellung von rechter bzw. Rechts-Herz- und linker bzw. Links-Herz-Stimulation an Patienten, die an fortgeschrittener hydropischer Herzdekompensation leiden und IACD, LBBB, RBBB und/oder IVCD aufweisen. In dem speziellen Fall, wo ein CDW aus- bzw. abläuft, wird die Möglichkeit, eine geleitete ausgelöste oder spontane Depolarisation in einer der rechten oder linken Herzkammern innerhalb eines sehr kurzen CDW von dem Stimulationspuls an die andere oder der spontanen Depolarisation der anderen Herzkammer zu erfassen, durch die Verwendung des isolierten Stromreplikators erhöht. Die Langlebigkeit wird durch die Hemmung der Abgabe von Stimulationspulsen durch die erfassten Ereignisse, die innerhalb der jeweiligen kontrollierenden CDW erkannt wurden, erhöht. Die verschiedenen Betriebsmodi des IPG und jedes CDW und jede AV-Verzögerung können während einer chronischen Implantation programmiert werden, um sie an beobachtete Veränderungen in der zugrunde liegenden elektrischen Aktivierungssequenz anzupassen, wenn sich der Zustand des Patienten verbessert oder verschlechtert.
  • Kurze Beschreibung der Zeichnungen
  • Diese und andere Ziele, Vorteile und Merkmale der vorliegenden Erfindung werden aus der nachfolgenden detaillierten Beschreibung ihrer bevorzugten Ausführungsformen einfacher verstanden werden, wenn sie im Zusammenhang mit den Zeich nungen betrachtet werden, in welchen gleiche Bezugsziffern gleiche Strukturen über die verschiedenen Ansichten anzeigen, und in denen:
  • 1 eine Darstellung der Transmission von kardialen Depolarisationswellen durch das Herz in einer normalen elektrischen Aktivierungssequenz ist;
  • 2 ein schematisches Diagramm ist, das ein Zwei-Kammer-, bi-atriales Stimulationssystem, in dem die vorliegende Erfindung implementiert ist, darstellt;
  • 3 ein schematisches Diagramm ist, das ein Zwei-Kammer-, bi-ventrikuläres Stimulationssystem, in dem die vorliegende Erfindung implementiert ist, darstellt;
  • 4 ein vereinfachtes Blockdiagramm der Schaltung der vorliegenden Erfindung für den Rechts- und Links-Herzkammer-IPG, der in den Systemen aus 2 und 3 verwendet wird, ist;
  • 5 ein schematisches Diagramm ist, das ein Drei- oder Vier-Kammer, bi-atriales und/oder bi-ventrikuläres Stimulationssystem darstellt, indem die vorliegende Erfindung implementiert ist;
  • 6 und 7 gemeinsam vereinfachte Blockdiagramme einer Ausführungsform einer IPG Schaltung der vorliegenden Erfindung sind, die in dem System aus 5 verwendet wird, zur Bereitstellung von Vier-Kammer-Stimulation oder wahlweise Programmierung einer Drei-Kammer-Stimulation zur wahlweisen Stimulation der rechten und linken, oberen und unteren Herzkammern;
  • 8 ein schematisches Diagramm einer erklärenden isolierten Stromreplikatorschaltung ist, die GMR-Elemente in einer Brückenkonfiguration zur Isolierung von bis zu N – 1 Erfassungsverstärkern aus N Erfassungsverstärkern der Schaltung aus den 4 und 6 bis 7 von einem verknüpften Paar von Stimulations-/Erfassungselektroden in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung verwendet; und
  • 9 eine schematische Darstellung eines isolierten Stromreplikators ist, der unter Verwendung von MEMS-Herstellungstechniken gebildet ist.
  • Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen
  • In der folgenden detaillierten Beschreibung werden Bezüge auf erklärende Ausführungsformen gemacht, um die Erfindung darzulegen, in der eine isolierte Stromreplikatorschaltung zwischen den Stimulations-/Erfassungselektronen und den Erfassungsverstärkereingängen von bis zu N – 1 Erfassungsverstärkern eines Stimulationssystems mit N Erfassungsverstärker angeordnet ist. Es versteht sich, dass andere Ausführungsformen verwendet werden können, ohne den Rahmen der Erfindung zu verlassen. Zum Beispiel wird hier eine erste bevorzugte Ausführungsform der Erfindung offenbart, die im Rahmen eines Bi-Kammer-Stimulationssystems oder -Schrittmachers genutzt wird, der in Bedarfs- und ausgelösten Stimulationsmoden zur Wiederherstellung der Synchronität bei Depolarisationen und Kontraktion der linken und rechten Herzkammern zur Behandlung von Bradykardie in diesen Kammern arbeitet. Eine zweite bevorzugte Ausführungsform der Erfindung ist auch im Rahmen eines Vier-Kammer- Stimulationssystems oder -Schrittmachers offenbart, der einen AV-sequentiellen Betriebsmodus zur Wiederherstellung von Rechts- und Links-Herzkammer-Depolarisationssynchronität der oberen und unteren Herzkammern aufweist. Das Vier-Kammer-Stimulationssystem kann konfiguriert werden, um als ein Drei-Kammer-Stimulationssystem zu funktionieren, indem wahlweise eine der oberen oder unteren Stimulationskammern deaktiviert wird. Es ist auch einzusehen, dass die Zwei-Kammer-, Drei-Kammer- oder Vier-Kammer-Stimulationssysteme und -verfahren, die hierin im Detail beschrieben sind, bei der Behandlung einer elektrischen Leitungsstörung in einer einzelnen Herzkammer oder zwischen zwei Herzkammern implantiert und verwendet werden können.
  • Es versteht sich ebenso, dass die vorliegende Erfindung im Rahmen eines Zwei-Kammer-Stimulationssystems oder Schrittmachers, der in einem DDD- oder DDDR-Stimulationsmodus arbeitet, implementiert werden kann.
  • Es sollte verstanden werden, dass die vorliegende Erfindung verwendet werden kann, um atriale Tachyarrhytmien zu unterdrücken, und im allgemeinen in ein Anti-Tachyarrhythmie-System, einschließlich spezifischer Hochfrequenzstimulations- und Kardioversionsschock-Therapien zur Bereitstellung von abgestuften Therapien, um eine diagnostizierte Arrhythmie zu behandeln, eingebaut werden kann.
  • 1 ist eine Darstellung einer Transmission bzw. Weiterleitung der kardialen Depolarisationswellen durch das rechte Artrium (RA), linke Artrium (LA), rechte Ventrikel (RV) und linke Ventrikel (LV) eines Herzes 10 in einer normalen elektrischen Aktivierungssequenz bei normaler Herzfrequenz, mit daran dargestellten Leitungszeiten in Sekunden, wie in dem oben genannten '324 Patent beschrieben. Der Herzzyklus beginnt normalerweise mit der Erzeugung des Depolarisationsimpulses am Sinusknoten (SA) in der rechten atrialen Wand und dessen Transmission durch die atrialen Leitungspfade des Bachmann-Bündels und des internodalen Trakts beim atrialen Niveau in das linke atriale Septum. Die RA-Depolarisationswelle erreicht den atrioventrikulären (RV) Knoten und das atriale Septum innerhalb ungefähr 40 ms und erreicht die nächsten Wände des RA und LA innerhalb von ungefähr 70 ms, und die Atria vervollständigen ihre Kontraktion als Ergebnis. Die angesammelte bzw. Gesamt-RA- und LA-Depolarisationswelle erscheint als die P-Welle des PQRST-Komplexes, wenn sie über die externen ECG- bzw. EKG-Elektroden erfasst und dargestellt wird. Die Komponente der atrialen Depolarisationswelle, die jeweils zwischen einem Paar von unipolaren oder bipolaren Stimulations-/Erfassungselektroden passieren, die an oder benachbart dem RA oder LA angeordnet sind, wird auch als eine erfasste P-Welle bezeichnet. Obwohl die Anordnung und Beabstandung der externen EKG-Elektroden oder implantierten unipolaren atrialen Stimulations-/Erfassungselektroden gewissen Einfluss hat, übersteigt die normale P-Wellenbreite nicht 80 ms in der Breite, wie es von einem Erfassungsverstärker mit hoher Impedanz gemessen wird, der mit solchen Elektroden gekoppelt ist. Eine normale Nahfeld-P-Welle, die zwischen nah beabstandeten und im oder benachbart dem RA oder LA angeordneten bipolaren Stimulations-/Erfassungselektroden erfasst wird, hat eine Breite von nicht mehr als 60 ms, wie es von einem Erfassungsverstärker mit hoher Impedanz gemessen wird.
  • Der Depolarisationsimpuls, der den AV-Knoten erreicht, wird nach unten das His-Bündel hinab in das intraventrikuläre Septum nach einer Verzögerung von ungefähr 120 ms verteilt. Die Depolarisationswelle erreicht die apikale Gegend des Herzes ungefähr 20 ms später und wandert dann nach oben durch das Purkinje-Faser-Netzwerk über die restlichen 40 ms. Die angesammelte RV- und LV-Depolarisationswelle und die nachfolgende T-Welle, die die Re-Polarisation des depolarisierten Myokards begleiten, werden als der QRST-Anteil des PQRST Herzzyklus-Komplexes bezeichnet, wenn sie über externe EKG-Elektroden erfasst und dargestellt werden. Die Komponente mit der höchsten Amplitude der QRS-ventrikulären Depolarisationswelle, die jeweils zwischen einem Paar von unipolaren oder bipolaren Stimulations-/Erfassungselektroden passiert, die an oder benachbart des RV oder LV angeordnet sind, werden als die erfasste R-Welle bezeichnet. Obwohl der Ort und die Beabstandung der externen EKG-Elektroden oder implantierten unipolaren ventrikulären Stimulations-/Erfassungselektroden gewissen Einfluß haben, übersteigt die normale R-Wellenbreite nicht 80 ms in der Breite, wie es von einem Erfassungsverstärker mit hoher Impedanz gemessen wird. Eine normale Nahfeld-R-Welle, die zwischen nah beabstandeten und im oder benachbart dem RV oder LV angeordneten bipolaren Stimulations-/Erfassungselektroden, erfasst wird, hat eine Breite von nicht mehr als 60 ms, wie es von einem Erfassungsverstärker mit hoher Impedanz gemessen wird.
  • Diese normale elektrische Aktivierungssequenz wird bei Patienten stark gestört, die an fortgeschrittener hydropischer Herzdekompensation leiden und die IACD, LBBB, RBBB und/oder IVCD aufweisen. Diese Leitungsdefekte weisen eine große Asynchronität zwischen dem RV und dem LV aufgrund von Leitungsunordnungen entlang des His-Bündels, des rechten und linken Bündelschenkels oder an weiter distalen Purkinje-Anschlüssen auf. Typische intraventrikuläre Peak-Peak-Asynchronität kann von 80 bis 160 ms oder weiter reichen. Bei RBBB- und LBBB-Patienten wird der QRS-Komplex weit jenseits des normalen Bereichs auf mehr als 120 ms bis 250 ms geweitet, wie an einem Oberflächen-EKG gemessen. Diese er höhte Breite zeigt das Fehlen von Synchronität der rechten und linken ventrikulären Depolarisationen und Kontraktionen.
  • In Übereinstimmung mit gewissen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden Verfahren und eine Vorrichtung bereitgestellt, um die Depolarisationssequenz aus 1 und die Synchronität zwischen der rechten und linken, atrialen und ventrikulären Herzkammer wiederherzustellen, was zu einer geeigneten kardialen Ausgabe beiträgt. Diese Wiederherstellung wird durch Bereitstellen von optimal getakteten Herzstimulationspulsen an jede Herzkammer, wie benötigt, und um die speziellen Implantationsstellen der Stimulations-/Erfassungselektroden in Beziehung zu jeder Herzkammer zu berücksichtigen, bewirkt.
  • Wie oben erwähnt, ist es im Stand der Technik allgemein bekannt, Erfassungsverstärker für P-Wellen und R-Wellen mit hoher Impedanz zu verwenden, um das Strom- oder Spannungsdifferenzsignal mit niedriger Amplitude zu verstärken, das über die Stimulations-/Erfassungselektroden durch das Vorbeiziehen bzw. die Passage einer kardialen Depolarisation erzeugt wird. Die Erfassungsverstärker mit hoher Impedanz verwenden eine hohe Verstärkung, um die Signale mit niedriger Amplitude zu verstärken, und verlassen sich auf Bandpass-Filter, Zeitdomänen-Filterung und Amplituden-Schwellwertvergleich, um eine P-Welle oder R-Welle vom elektrischen Hintergrundrauschen zu unterscheiden. Darüberhinaus werden die Erfassungsverstärker von den Stimulations-/Erfassungselektroden während der Ausblendungsperiode von bis zu 100 ms nach der Abgabe eines Stimulationspulses an eine der Stimulations-/Erfassungselektroden des Stimulationssystems entkoppelt bzw. abgekoppelt, um Sättigung der Erfassungsverstärker zu vermeiden.
  • Die vorliegende Erfindung, wie hiernach beschrieben, verwendet vorzugsweise isolierte Stromreplikatoren zwischen dem Paar von Stimulations-/Erfassungselektroden und den Eingängen des Erfassungsverstärkers, um die abgegebenen Ausblendungsperioden zu verkürzen und um ein relativ kurzes CDWS und CDWP zu takten, wenn sie in dem Stimulationssystem verwendet oder eingeschaltet werden. Ausblendungsintervalle für Rechts- und Links-Herzkammer-Erfassungsverstärker können auf ungefähr die Breite der Stimulationspulse, welche typischerweise 0,5 bis 1,0 ms und bis zu ungefähr 10 ms ist, verkürzt werden. Die Ausblendungsintervalle können aufgrund der Fähigkeit der isolierten Stromreplikatoren, After-Potentiale zu blocken, die von einem Stimulationspuls-Artefakt erzeugt werden, das über das Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar reflektiert wird, und jede kurz nachfolgende kardiale Depolarisationswellenfront zu erkennen, minimiert werden. Vorzugsweise werden die Ausblendungsintervalle programmiert, so dass sie nach der Implantation bemessen bzw. zugeschnitten und minimiert werden können, um die kardialen Leitungsbedingungen des Patientenherzes widerzuspiegeln.
  • 2 ist eine schematische Darstellung eines implantierten Zwei-Kammer-Herzschrittmachers der oben genannten Arten zur Wiederherstellung von synchronen Kontraktionen des rechten und linken Atriums. In 2 weist das Herz 10 die oberen Herzkammern, das rechte Atrium (RA) und linke Atrium (LA), und die unteren Herzkammern, das rechte Ventrikel (RV) und linke Ventrikel (LV) und den Sinus coronarius (CS) auf, der sich von der Öffnung im rechten Atrium lateral um die Atria erstreckt, um die große Vene zu bilden, die sich weiter unten in die Äste der großen Vene erstreckt. Der Schrittmacher IPG 14 ist subkutan zwischen die Haut und die Rippen implantiert. Eine bipolare endokardiale RA-Leitung 16 und eine bipolare endokardiale LA CS-Leitung 22 werden durch eine Vene in die RA-Kammer des Herzes 10 und in den CS geführt, um sich entlang der LA-Kammer zu erstrecken. Die RA-Leitung 16 ist mit einem In-Leitungs- bzw. Inline-Verbinder 13 gebildet, der in eine bipolare Bohrung des IPG-Verbinderblocks 12 passt, der mit einem Paar von elektrisch isolierten Leitern innerhalb eines Leitungskörpers 15 gekoppelt und mit einer distalen Spitzen-RA-Stimulations-/Erfassungselektrode 19 und einer proximalen Ring-RA-Stimulations-/Erfassungselektrode 21 verbunden ist. Das distale Ende der RA-Leitung 16 ist an der RA-Wand durch einen Befestigungsmechanismus 17 befestigt. Die LA CS-Leitung 22 ist mit einem Inline-Verbinder 24 gebildet, der in eine bipolare Bohrung des IPG-Verbinderblocks 12 passt, der mit einem Paar von elektrisch isolierten Leitern innerhalb eines Leitungskörpers 26 gekoppelt und mit einer distalen Ring-LA-CS-Stimulations-/Erfassungselektrode 30 und einer proximalen Ring-LA-CS-Stimulations-/Erfassungselektrode 28 verbunden ist. Das distale Ende der LA CS-Leitung 26 erstreckt sich in den CS, um die LA CS-Stimulations-/Erfassungselektroden optimal bezüglich der benachbarten LA-Wand anzuordnen.
  • Beim Betrieb wird eine P-Welle, die über beide Paare oder über ein ausgewähltes Paar der atrialen Stimulations-/Erfassungselektroden 17, 19 oder 28, 30 erfasst wird, verwendet, um das gegenwärtige A-A atriale Escape-Intervall zurückzusetzen und den Time-out bzw. Ablauf eines atrialen Erfassungs-Ereignis-Auslöse-CDW (CDWS) zu starten. Das A-A Escape-Intervall wird typischerweise von den rechten atrialen stimulierten und erfassten Ereignissen getaktet, kann aber auch von den linken atrialen stimulierten und erfassten Ereignissen in entsprechenden Umständen getaktet werden. Die rechten und linken atrialen Erfassungs-CDWS-Längen werden in ms programmiert, um die normalen Leitungsverzöge rungen von spontanen atrialen Depolarisationen zwischen den atrialen Stimulations-/Erfassungselektroden 17, 19 und 28, 30 in einer normalen elektrischen Aktivierungssequenz widerzuspiegeln oder um auf eine umgekehrte Aktivierungssequenz zu reagieren. Ein atrialer Stimulationspuls wird an das andere Paar der atrialen Stimulations-/Erfassungselektroden 17, 19 oder 28, 30 abgegeben, um die rechten und linken atrialen Depolarisationen zu synchronisieren, wenn das entsprechende atriale CDWS ohne die Erfassung einer P-Welle an diesem anderen Paar der Stimulations-/Erfassungselektroden abläuft. Wenn das A-A atriale Escape-Intervall abläuft, dann wird der atriale Stimulationspuls typischerweise zuerst über die RA-Stimulations-/Erfassungselektroden 17, 19 abgegeben und ein Time-out bzw. Ablauf eines stimulierten atrialen CDW (CDWP) wird eingeleitet. Ein atrialer Stimulationspuls wird an die LA CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 28, 30 abgegeben, wenn das stimulierte atriale CDWP ohne die Erfassung der P-Welle an den LA CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 28 und 30 abläuft.
  • 3 ist eine schematische Darstellung eines implantierten Zwei-Kammer-Herzschrittmachers der oben genannten Arten zur Wiederherstellung von synchronen Kontraktionen des rechten und linken Ventrikels. Eine bipolare, endokardiale LV CS-Leitung 42 wird durch eine Vene in die RA-Kammer des Herzes 10, in den CS und dann nach unten in die große Vene und die kardialen Venen, die sich von dort erstrecken, geführt, um die distalen Ring-Stimulations-/Erfassungselektroden 48 und 50 entlang der LV-Kammer zu erstrecken. Eine bipolare, endokardiale RV-Leitung 32 wird durch die Vene in die RA-Kammer des Herzes 10 und in das RV geführt, wo ihre distalen Ring- und Spitzen-Stimulations-/Erfassungselektroden 38 und 40 im Apex oder im inter-ventrikulären Septum durch einen distalen Befestigungsmechanismus 52 be festigt werden. Die RV-Leitung 32 ist mit einem Inline-Verbinder 34 gebildet, der in eine bipolare Bohrung des IPG-Verbinderblocks 12 passt, der mit einem Paar von elektrisch isolierten Leitern innerhalb eines Leitungskörpers 36 gekoppelt und mit einer distalen Spitzen-Stimulations-/Erfassungselektrode 40 und einer proximalen Ring-Stimulations-/Erfassungselektrode 38 verbunden ist. Die LV CS-Leitung 42 ist mit einem Inline-Verbinder 44 gebildet, der in eine bipolare Bohrung des IPG-Verbinderblocks 12 passt, der mit einem Paar von elektrisch isolierten Leitern innerhalb eines Leitungskörpers 46 gekoppelt und mit einer distalen Ring-Stimulations-/Erfassungselektrode 50 und einer proximalen Ring-Stimulations-/Erfassungselektrode 48 verbunden ist. Das distale Ende der LV CS-Leitung 42 wird in den CS erstreckt, um die Ringelektroden optimal bezüglich der benachbarten LV-Wand anzuordnen.
  • Beim Betrieb wird die R-Welle, die über ein ausgewähltes Paar der ventrikulären Kammer-Stimulations-/Erfassungselektroden 38, 40 oder 48, 50 erfasst wird, verwendet, um das gegenwärtige V-V ventrikuläre Escape-Intervall zurückzusetzen und den Time-Out bzw. Ablauf eines ventrikulären CDWS zu starten. Das V-V Escape-Intervall wird typischerweise von RV stimulierten und erfassten Ereignissen getaktet, aber es kann in entsprechenden Umständen von LV stimulierten und erfassten Ereignissen getaktet werden. Die Längen der rechten und linken ventrikulären CDWS in ms werden programmiert, um die normalen Leitungsverzögerungen zwischen den ventrikulären Stimulations-/Erfassungselektroden 38, 40 und 48, 50 in einer normalen elektrischen Aktivierungssequenz und in einer umgekehrten Aktivierungssequenz widerzuspiegeln. Ein ventrikulärer Stimulationspuls wird an das andere Paar der ventrikulären Stimulations-/Erfassungselektroden abgegeben, um die rechten und linken ventrikulären Depolarisationen zu synchronisieren, wenn das rechte oder linke ventrikuläre CDWS ohne die Erfassung der R-Welle an dem anderen Paar der Stimulations-/Erfassungselektroden 38, 40 oder 48, 50 abläuft. Wenn das V-V ventrikuläre Escape-Intervall abläuft, dann wird der ventrikuläre Stimulationspuls typischerweise zuerst über die RV-Stimulations-/Erfassungselektroden 38 und 40 abgegeben, und das ventrikuläre Stimulations-CDWP wird eingeleitet. Ein ventrikulärer Stimulationspuls wird an die LV CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 48 und 50 abgegeben, wenn das ventrikuläre CDWP ohne Erfassung der R-Welle an den LV CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 48 und 50 abläuft. Wie weiter unten beschrieben, kann diese Reihenfolge in entsprechenden Umständen umgedreht werden.
  • Diese gezeigten RA- und LA- und RV- und LV-Stimulations-/Erfassungsleitung- und Elektrodenanordnungen sind lediglich Beispiele von möglichen Leitungs- und Elektrodenanordnungen, die bei der Anwendung dieser Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung verwendet werden können. Es versteht sich, dass eine oder mehrere der anderen Arten der endokardialen und epikardialen Leitungen und Stimulations-/Erfassungselektroden, die an oder um die rechten und linken Herzkammern herum angeordnet sind, durch diejenigen, die in den 2 und 3 gezeigt und weiter oben beschrieben sind, ersetzt werden können.
  • In 4 werden die Bezeichnungen RHC und LHC verwendet, um sowohl die bi-atrialen als auch die bi-ventrikulären Zusammenhänge der Benutzung eines Zwei-Kammer-Stimulationssystems der vorliegenden Erfindung zu behandeln bzw. umfassen. Deshalb ist 4 ein vereinfachtes Blockdiagramm einer Zwei-Kammer-Stimulationssystemschaltung mit einer RHC-Schaltung 100 und einer LHC-Schaltung 200 und gemeinsamen Komponenten, die verwendet werden kann, um die Stimulations- und Erfassungsfunktionen in einem Zwei- Kammer-bi-atrialen Schrittmacher aus 2 oder einem bi-ventrikulären Schrittmacher aus 3 bereitzustellen. Die Taktung und Steuerung der RHC- und LHC-Schaltung 100 und 200 wird durch Software-Routinen realisiert, die in einem Mikrocomputer mit dem Mikroprozessor (μP) 108, einem RAM/ROM-Chip 110 und einer DMA-Schaltung 112 und in einer Stimulations-Taktung/Logik-Schaltung 120, die damit gekoppelt ist, gehalten werden. Betriebsarten bzw. -modi und Parameterwerte werden in das RAM im RAM/ROM-Chip 110 durch die Verwendung des externen Programmierers 90 programmiert, der Hochfrequenz(HF bzw. RF)-Telemetrieübertragungen durch die Haut des Patienten an eine Antenne 106 und an den HF-Telemetrie-Transmitter/-receiver 102, der mit der Stimulations-Taktung/Logik-schaltung 120 gekoppelt ist, überträgt. Solche transkutane HF-Telemetrie ist im Stand der Technik wohlbekannt und erlaubt die Programmierung von Betriebsarten, A-A und V-V Escape-Intervallen und anderen Taktungs- und Steuerungsintervallen einschließlich der linken und rechten Kammer-CDWS- und CDWP-Zeitlängen in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung.
  • Verbindungen zwischen der RHC- und LHC-Stimulations- und Erfassungsschaltung 100 und 200 werden bereitgestellt, um das Ablaufen jedes CDWS und Stimulieren, wenn notwendig, auszuführen, um sicherzustellen, dass die rechten und linken Herzkammern depolarisiert werden und sich in der erwünschten Zeitbeziehung zueinander zusammenziehen. Die Zwei-Kammer-IPG-Schaltung aus 4 soll umfassend die speziellen bi-atrialen und bi-ventrikulären IPG-Schaltungen zeigen, die verwendet werden können, um die verschiedenen Ausführungsformen der Erfindung auszuüben. Die abgebildete RHC- und LHC-Stimulations- und Erfassungsschaltung 100 und 200 ist vollkommen symmetrisch. Es versteht sich, dass asymmetrische Zwei-Kammer-IPG-Schaltungen von der umfassenden Zwei-Kammer-IPG-Schaltung, die in 4 gezeigt ist, abgeleitet werden können, die arbeiten, um übermäßig verlängerte RHC-zu-LHC-Leitungsverzögerungen oder LHC-zu-RHC-Leitungsverzögerungen zu behandeln. Solche asymmetrische Zwei-Kammer-IPG-Schaltungen können entweder durch selektives Ausschalten (durch Programmierungsbefehle) oder durch einfaches physikalisches Eliminieren bzw. Entfernen der unbenutzten Komponenten der RHC- oder LHC-Schaltung 100 oder 200 bewirkt werden. Die Komponenten und logischen Verbindungen, die in 4 gezeigt sind, werden zuerst, und anschließend die möglichen Modifikationen beschrieben.
  • Die RHC-Stimulations-/Erfassungsanschlüsse in dem Verbinderblock 12 werden mit Rücksicht auf die RHC-Schaltung 100 mit den Eingangsanschlüssen eines RHC-Erfassungsverstärkers 126 und mit den Ausgangsanschlüssen einer RHC-Stimulationspuls-Ausgangsschaltung 134 gekoppelt. Die Betriebsparameter des RHC-Erfassungsverstärkers 126 und der RHC-Stimulationspuls-Ausgangsschaltung 134 werden durch programmierte Parameterwerte und Betriebsmodi gesetzt, die an einem Daten-/Steuerungsbus 122 bereitgestellt werden. Die RHC-Stimulationspuls-Ausgangsschaltung 134 gibt einen RHC-Stimulationspuls an die RHC-Anschlüsse mit einer programmierten Pulsbreite und Amplitude in Reaktion auf ein RHC-PACE(Stimulations)-Signal ab, das durch das OR-Gatter (Oder-Gatter) 116 verläuft. Das RHC-PACE-Signal ist entweder das RHC-Stimulationsauslösesignal (RHC PT), das von dem RHC-CDW-Taktgeber 230 erzeugt wird, oder das RHC-Escape-Intervall-Stimulationsauslösesignal (RHC EI PT), das von dem Escape-Intervall-Taktgeber in der Stimulations-Taktung/Logik-Schaltung 120 erzeugt wird.
  • Ein RHC-BLANK(Ausblendungs)-Signal wird an der Leitung 118 an den RHC-Erfassungsverstärker 126 bereitgestellt bzw. gegeben, der eine RHC-Ausblendungsperiode während der Stimulationspulsabgabe und für eine kurze Zeitspanne bzw. Peri ode von weniger als ungefähr 100 ms nach der Abgabe eines RHC-Stimulationspulses oder von weniger als ungefähr 7 ms nach der Abgabe eines LHC-Stimulationspulses bereitstellt. Das RHC-BLANK-Signal wird durch die RHC-Ausblendungsschaltung 136 in Reaktion auf ein RHC-Ausblendungsauslösesignal bereitgestellt, das durch das OR-Gatter 114 an den RB-Eingang passiert ist. Das OR-Gatter 114 stellt die RHC-BLANK- und LHC-BLANK-Auslösesignale bereit, wenn ein Stimulationspuls von einer der RHC- und LHC-Stimulations-Ausgangsschaltungen 134 und 234 ausgelöst und abgegeben wird. Das OR-Gatter 114 gibt die RHC-PACE- und LHC-PACE-Ausgangssignale des OR-Gatters 116 und OR-Gatters 216 weiter, welche wiederum die RHC-Stimulationsauslöse(RHC PT)- und LHC-Stimulationsauslöse(LHC PT)-Signale weitergeben, die von dem Ablauf des Escape-Intervalls oder der programmierbaren CDWS- und CDWP-Zeiten erzeugt werden. Die Zeitdauer des RHC-BLANK-Signals wird in den RAM/ROM-Chip 110 programmiert und abgerufen und an dem Daten-/Steuerungsbus 122 zu dem RBP-Eingang der programmierbaren RHC-Ausblendungsschaltung 136 bereitgestellt. Es wird dadurch unmöglich gemacht, dass der RHC-Erfassungsverstärker 126 auf ein RHC-Bipolarisationssignal während der kurzen Zeit reagiert, während der ein RHC-BLANK-Signal an ihn an Leitung 118 angelegt ist.
  • Es versteht sich, dass die programmierbare RHC-Ausblendungsschaltung 136, die in 4 schematisch gezeigt ist, konfiguriert werden kann, um zu arbeiten, um die Erfassungsverstärkereingänge von den RHC-Leitungsadern in der oben beschriebenen Art zu trennen.
  • Wenn das RHC-BLANK-Signal nicht vorhanden ist, reagiert der RHC-Erfassungsverstärker 126 auf eine kardiale RHC-Depolarisation durch Bereitstellen eines erfassten-Ereignis-RHC (SERHC)-Signals mit hoher Amplitude und kurzer Zeitdauer auf Leitung 132. Der RHC-Erfassungsverstärker 126 reagiert auf eine kardiale RHC-Depolarisation, die über den RHC-Stimulations-/Erfassungselektroden erfasst wird. Die kardiale RHC-Depolarisation kann spontan in der RHC oder spontan in der LHC entstehen oder kann durch einen LHC-Stimulationspuls, der an die LHC-Stimulations-/Erfassungselektroden abgegeben wird, hervorgerufen sein und kann in jedem Fall an die RHC-Stimulations-/Erfassungselektroden in dem RHC geleitet werden. Das SERHC-Signal wird an den programmierbaren LHC-CDW-Taktgeber bzw. Timer 130 bereitgestellt, um den Ablauf der programmierten LHC-CDWS-Zeit zu starten, wenn der LHC-CDW-Taktgeber 130 nicht rechtzeitig gehemmt wird. Das SERHC-Signal wird auch an den RHC-Hemmungseingang der RHC-Stimulations-Ausgangsschaltung 134 angelegt, um sie am Betrieb zu hindern, und an die Rücksetz-Logik innerhalb der Stimulations-Taktung/Logik-Schaltung 120, um den Escape-Intervall-Taktgeber zurückzusetzen. Der Escape-Intervall-Taktgeber wird entweder durch das SERHC-Signal oder das SERHC-Signal wieder gestartet, um entweder das RHC EI PT-Signal oder das LHC-Escape-Intervall-Stimulationsauslöse (LHC EI PT)-Signal bei seinem Ablauf zu erzeugen. Das SERHC-Signal wird auch durch das NOR-Gatter 135 genauso wie das RHC-CDW INHIBIT-Signal geführt, um den RHC-CDW-Taktgeber, wie unten beschrieben, zurückzusetzen und zu hemmen.
  • Die LHC-CDWS- und CDWP-Zeitlängen werden in den RAM/ROM-Chip programmiert und abgerufen und an den Daten-/Steuerungsbus 122 für den TD-Eingang des programmierbaren LHC-CDW-Taktgebers 130 bereitgestellt. Der programmierbare LHC-CDW-Taktgeber 130 startet den Ablauf der programmierten LHC-CDWS-Zeit beim Empfang des SERHC-Signals an einem Starteingang S1. Zusätzlich startet der programmierbare LHC-CDW-Taktgeber 130 einen Ablauf der programmierten LHC- CDWS-Zeit zu der Zeit, zu der das RHC-PACE-Signal an dem Starteingang S2 der RHC-Stimulations-Ausgangsschaltung 134 angelegt wird. Es versteht sich, dass der LHC-CDW-Taktgeber 130 redundante Taktgeber und Auswahllogik aufweisen kann, um bereitzustellen, dass eine erste LHC-CDWS-Zeit auf die Anwendung des SERHC-Signals am Starteingang S1 hin und eine zweite LHC-CDWP-Zeit auf die Anwendung des RHC EI PT-Signals auf den Starteingang S2 hin gestartet werden. Es versteht sich ebenso, dass der LHC-CDW-Taktgeber 130 eine programmierbare Logik aufweisen kann, die auf einen einprogrammierten Auswahl-Befehl reagiert, um die Reaktion des LHC-CDW-Taktgebers 130 auf eines oder beide der SERHC- und RHC EI PT-Signale zu deaktivieren.
  • Der programmibare LHC-CDW-Taktgeber 130 erzeugt ein LHC PT-Signal, wenn der LHC-Erfassungsverstärker 226 keine LHC-Depolarisationswelle erkennt und das erfasste-Ereignislinke-Herzkammer(SELHC)-Signal und einen LHC-RESET(Rücksetz)-Befehl auf Leitung 232 erzeugt, bevor das programmierte RHC-CDWS oder CDWP abläuft. Das LHC PT-Signal wird durch ein OR-Gatter 216 an den LHC-PRCE-Eingang der LHC-Stimulationspuls-Ausgangsschaltung 234 angelegt, welche einen LHC-Stimulationspuls an die LHC-Anschlüsse der Verbindereinheit 12 bereitstellt. In dieser Art wird ein LHC-Stimulationspuls an die LHC-Anschlüsse der Verbindereinheit 12 nach dem Wegfall des LHC-CDWP oder CDWS nach einem RHC-Stimulationspuls bzw. einem SERHC-Signal angelegt, um die RHC-zu-LHC-Snychronität wiederherzustellen.
  • Das Ablaufen bzw. Timing-Out der programmierbaren LHC-CDWS- oder CDWP-Zeit durch den LHC-CDW-Taktgeber 130 wird angehalten und weiteres Auslösen des LHC-Taktgebers 130 wird durch ein LHC-CDW-INHIBIT(Hemmungs)-Signal gehemmt, das an den Hemmungs(INH)-Eingang des LHC-CDW-Taktgebers 130 angelegt wird. Das LHC-CDW-INHIBIT-Signal hat eine Dauer, die länger als eine programmierte CDW-Zeit aber kürzer als das Stimulations-Escape-Intervall ist. Das LHC-CDW-INHIBIT-Signal verhindert, dass der LHC-CDW-Taktgeber 130 in Reaktion auf ein SERHC-Signal wiedergestartet wird, das durch die Erfassung einer Depolarisation erzeugt wird, die von den LHC-Stimulations-/Erfassungselektroden an die RHC-Stimulations-/Erfassungselektroden geleitet wird, die selbst durch das LHC PT-Signal ausgelöst wird, das es an das NOR-Gatter 216 abgegeben hat. Folglich wird das LHC PT-Signal durch die NOR-Gatter 216 und 235 geführt und an den INH-Eingang des LHC-CDW-Taktgebers 130 angelegt. Auf ähnliche Weise wird das LHC-CDW-INHIBIT-Signal durch ein Passieren des LHC EI PT-Signals oder des SELHC-Signals durch das NOR-Gatter 235 erzeugt und an den INH-Eingang des LHC-CDW-Taktgebers angelegt. Nur der RHC-CDW-Taktgeber 230 sollte gestartet werden, wenn diese stimulierten und erfassten RHC-Ereignisse auftreten.
  • Die LHC-Signalerfassungs- und Stimulations-Ausgangsschaltung 200, in Verbindung mit den NOR-Gattern 114, 116 und 135, wird konfiguriert und arbeitet in einer spiegelbildlichen Weise zu der RHC-Signalerfassungs- und Stimulations-Ausgangsschaltung 100, wie oben beschrieben ist. Jedoch wird in diesem Fall eine isolierte Stromreplikatorschaltung oder ein Replikator 225, der in den 8 und 9 gezeigt und weiter unten beschrieben ist, zwischen das LHC-Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar und die Eingänge des LHC-Erfassungsverstärkers 226 ebenso wie die Ausgänge der LHC-Stimulations-Ausgangsschaltung 234 des LHC-Stimulationskanals eingefügt. Die LHC-Stimulations-/Erfassungsanschlüsse in dem Verbinderblock 12 werden über kapazitiv gefilterte Durchführungen durch das IPG-Gehäuse an die Ausgangsstromschleife des isolierten Stromreplikators 225 gekoppelt. Die Eingangsstromschleife ist sowohl mit dem Eingang des LHC-Erfassungsverstärkers 226 als auch mit dem Ausgang der Stimulations-Ausgangsschaltung 234 gekoppelt. In dieser Ausführungsform werden Stimulationsauslösepulse, die an die Eingangsstromschleife abgegeben werden, in der Ausgangsstromschleife repliziert und an die LHC-Stimulations-/Erfassungselektroden abgegeben, wohingegen kardiale Signale, die die LHC-Stimulations-/Erfassungselektroden und die Ausgangsstromschleife durchlaufen, in der Eingangsstromschleife repliziert und an den LHC-Erfassungsverstärker 234 bereitgestellt werden.
  • Es versteht sich, dass die programmierbare LHC-Ausblendungsschaltung 236, die schematisch in 4 gezeigt ist, konfiguriert werden kann, um zu arbeiten, um die Erfassungsverstärkereingänge von der Eingangsstromschleife des isolierten Stromreplikators 225 zu trennen, wobei Ausblendungs-Schalter der oben beschriebenen Art verwendet werden. Deshalb versteht es sich, dass die Eingangsstromschleife der isolierten Stromreplikatorschaltung 225 an die Eingänge des LHC-Erfassungsverstärkers 226 durch solche Ausblendungs-Schalter, die von der programmierbaren LHC-Ausblendungsschaltung 236 betrieben werden, bereitgestellt werden kann.
  • Darüber hinaus versteht es sich, dass ein Paar von isolierten Stromreplikatoren in den LHC-Stimulationskanal eingesetzt bzw. eingefügt werden könnte. Ein erster isolierter Stromreplikator kann eingesetzt werden, um das LHC-Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar des LHC-Stimulationskanals von dem LHC-Erfassungsverstärker 226 zu isolieren. Ein zweiter isolierter Stromreplikator kann eingesetzt werden, um das LHC-Stimulattions-/Erfassungselektrodenpaar des LHC-Stimulationskanals von der LHC-Stimulations-Ausgangsschaltung 234 zu isolieren.
  • Ein LHC-BLANK-Signal wird an Leitung 218 zu dem LHC-Erfassungsverstärker 226 während des RHC-PACE- oder LHC-PACE-Signals, wie es durch das OR-Gatter 114 reflektiert wird, und optional für eine Ausblendungszeitperiode danach angelegt. Die LHC-Ausblendungsperiode, die durch das LHC-BLANK-Signal bereitgestellt wird, ist vorzugsweise kürzer als ungefähr 7 ms nach der Abgabe eines RHC-Stimulationspulses oder kürzer als 100 ms nach der Abgabe eines LHC-Stimulationspulses. Das LHC-BLANK-Signal wird durch die LHC-Ausblendungsschaltung 236 in Reaktion auf ein RHC-Ausblendungsauslösesignal bereitgestellt, das durch das OR-Gatter 114 erzeugt und an den LB-Eingang angelegt wird. Die Zeitdauer des LHC-BLANK-Signals wird in den RAM/ROM-Chip 110 programmiert und abgerufen und an den Daten-/Steuerungsbus 122 zu dem LBP-Eingang der programmierbaren LHC-Ausblendungsschaltung 236 bereitgestellt.
  • Wie im Fall des LHC-CDW-Taktgebers 130 versteht es sich, dass der RHC-CDW-Taktgeber 230 redundante Taktgeber und eine Auswahllogik aufweist, um das Erfassungs-RHC-CDWS, das auf die Anwendung des SELHC-Signals an den Starteingang S1 hin gestartet wird, und ein Stimulations-RHC-CDWP, das auf die Anwendung des LHC EI PT-Signals an dem Starteingang S2 hin gestartet wird, zu takten. Der programmierbare RHC-CDW-Taktgeber 230 startet das Ablaufen der programmierten RHC-CDWP-Zeit zu der Zeit, zu der das LHC-PACE-Signal an die LHC-Stimulations-Ausgangsschaltung 234 bereitgestellt wird, wenn es nicht gehemmt wird. Es versteht sich auch, dass der RHC-CDW-Taktgeber 230 eine programmierbare Logik aufweisen kann, die auf einen einprogrammierten Auswahl-Befehl reagiert, um die Reaktion des RHC-CDW-Taktgebers 230 auf eines oder beide der SELHC- und LHC EI PT-Signale zu deaktivieren.
  • Der LHC-Erfassungsverstärker 226 reagiert auf eine kardiale LHC-Depolarisation, die über die LHC-Stimulations-/Erfassungselektroden erfasst wird, durch Bereitstellung eines Erfasstes-Ereignis-Signals SELHC mit hoher Amplitude und kurzer Zeitdauer auf Leitung 232, wenn er nicht durch ein LHC-BLANK-Signal ausgeblendet ist. Die kardiale LHC-Depolarisation kann spontan in der LHC oder spontan in der RHC entstehen oder kann durch einen RHC-Stimulationspuls hervorgerufen sein, der an die RHC-Stimulations-/Erfassungselektroden abgegeben ist, und kann in jedem Fall an die LHC-Stimulations-/Erfassungselektroden in der LHC geleitet werden. Das SELHC-Signal wird an den S1-Eingang des programmierbaren RHC-CDWS-Taktgebers 230 bereitgestellt, um das Ablaufen der programmierbaren RHC-CDWS-Zeit zu starten, wenn es nicht rechtzeitig gehemmt wird. Das SELHC-Signal wird auch an den LHC-INH-Eingang der LHC-Stimulations-Ausgangsschaltung 234 angelegt, um sie am Arbeiten zu hindern, und an die Rücksetz-Logik innerhalb der Stimulations-Taktung/Logik-Schaltung 120, um den Escape-Intervall-Taktgeber zurückzusetzen, wenn der Escape-Intervall-Taktgeber programmiert ist, darauf zu reagieren. Das SELHC-Signal wird auch an den INH-Eingang des LHC-CDW-Taktgebers 130 durch das NOR-Gatter 235 angelegt, obwohl es in diesem Szenario tatsächlich keine LHC-CDW-Zeit abläuft bzw. austaktet.
  • Der programmierbare RHC-CDW-Taktgeber 230 erzeugt ein RHC PT-Signal beim Ablauf des RHC-CDWS, wenn der RHC-Erfassungsverstärker 126 nicht vorher eine RHC-Depolarisationswelle erkennt und das SERHC-Signal erzeugt. Das RHC PT-Signal wird durch das OR-Gatter 116 an den RHC-PACE-Eingang der RHC-Stimulationspuls-Ausgangsschaltung 134 angelegt, welche einen Stimulationspuls an die RHC-Stimulations-/Erfassungsanschlüsse der Verbindereinheit 12 bereitstellt. Wenn jedoch das SERHC-Signal während der RHC-CDWS-Zeit er zeugt wird, setzt es den RHC-CDW-Taktgeber 230 zurück, um die RHC-CDW-Zeit zu beenden, und hemmt den Betrieb des RHC-CDW-Taktgebers 230 für eine voreingestellte Hemmungsperiode am wiedergestartet werden in der oben beschriebenen Weise.
  • Die Erfassungscharakteristika des RHC- und LHC-Erfassungsverstärkers 126 und 226, die CDWS- und CDWP-Zeiten der LHC- und RHC-CDW-Taktgeber 130 und 230 und die RHC- und LHC-Stimulationspuls-Ausgangsschaltungen 134 und 234 können separat programmiert werden. Der externe Programmierer 90 wird verwendet, um die programmierten Modi und Werte über eine Downlink-Telemetrie mit der Antenne 106 und dem HF-Transmitter/Receiver 102 bereitzustellen, die dekodiert und im RAM/ROM-Chip 110 in einer im Stand der Technik bekannten Weise gespeichert werden. Deshalb kann der Betrieb symmetrisch oder asymmetrisch gemacht werden, um die Funktion in einem vorgegebenen Patienten zu optimieren, solange Symmetrie in der Rechts- und Links-Herzkammer-Stimulations- und Erfassungsschaltung besteht.
  • In der gezeigten umfassenden Zwei-Kammer-IPG-Schaltung aus 4 kann ein einzelner Escape-Intervall-Timer mit einem Escape-Intervallwert programmiert werden, und programmiert werden, um das RHC EI PT-Signal oder das LHC EI PT-Signal beim Zeitablauf des Escape-Intervalls zu erzeugen, wenn das Escape-Intervall nicht vorher durch eine erfasste RHC- oder LHC-Depolarisation wiedergestartet wird.
  • Das normal funktionierende Herz umfasst die Depolarisation und Kontraktion des rechten Atriums als erstes, des linken Atriums als zweites und des rechten und linken Ventrikels nach der AV-Verzögerungszeit, wie oben mit Bezug auf 1 gezeigt. Die inter-atrialen Leitungsstörungen umfassen entweder eine verlängerte Verzögerung, die sich der AV-Verzögerung nähert oder darüber hinausgeht, oder eine kom plette Trennung der rechten und linken atrialen Kontraktionen bei allen oder gewissen Herzfrequenzen. Die interventrikulären Leitungsstörungen umfassen typischerweise eine Retardation der Depolarisationswelle durch die äußere Wand des linken Ventrikels, die durch einen Schaden am Leitungssystem und/oder einem vergrößerten Herzmuskel, der in einer hydropischen Herzkammer gefunden wird, ein. Was auch immer die Ursache darstellt, zieht bzw. ziehen sich die rechte(n) Herzkammer(n) in dem typischen zu behandelnden Fall zuerst zusammen, gefolgt von der Kontraktion der linken Herzkammer(n) nach der verlängerten Leitungsverzögerung. Die umgekehrte Situation tritt typischerweise nicht auf, aber kann als ein Ergebnis vorzeitiger atrialer Kontraktionen, die im linken Atrium stattfinden, auftreten. Deshalb kann die IPG-Schaltung aus 4 in diesem Fall programmiert werden, um in einer asymmetrischen Weise in der Verwendung des LHC-CDW-Taktgebers 230 zu arbeiten, und sie wird durch einen einprogrammierten Befehl ausgeschaltet bzw. OFF programmiert oder insgesamt entfernt.
  • Zum Beispiel sind die Zwei-Kammer-IPG-Schaltungskomponenten in der Lage, programmiert zu werden, um auf unangemessen verlängerte RHC-zu-LHC-Leitungsverzögerungen in der normalen elektrischen Aktivierungssequenz aus 1 zu reagieren und diese zu behandeln, die aufgrund von IACD, LBBB, IVCD, RV-Ektopieherde-Leitungsmustern, RV-Stimulationsleitungsmustern auftreten. In diesen Fällen deaktivieren die einprogrammierten Modusbefehle den RHC-CDW-Taktgeber 230, und die Rücksetzlogik wird programmiert, nur das SERHC-Signal zu verwenden, um den Escape-Intervall-Taktgeber zurückzusetzen. Zusätzlich erzeugt der Escape-Intervall-Taktgeber nur das RHC EI PT-Signal.
  • Es wird jedoch erkannt, dass die Zwei-Kammer-IPG-Schaltungskomponenten in der Lage sind, programmiert zu werden, um auf die unangemessen verlängerten LHC-zu-RHC-Leitungsverzögerungen in einer umgekehrten elektrischen Aktivierungssequenz als der normalen elektrischen Aktivierungssequenz aus 1 zu reagieren und diese zu behandeln, die aufgrund von RBBB, IVCD, LV-Ektopieherde-Leitungsmustern und LV-Stimulationsleitungsmustern auftreten. In diesen Fällen deaktivieren die einprogrammierten Modusbefehle den LHC-CDW-Taktgeber 130, und die Rücksetzlogik wird programmiert, nur das SELHC-Signal zu verwenden, um den Escape-Interall-Taktgeber zurückzusetzen. Zusätzlich erzeugt der Escape-Intervall-Taktgeber nur das LHC EI PT-Signal. Natürlich können diese Konfigurationen durch eine physikalische Reduktion der Komponenten und Verbindungen des umfassenden Zwei-Kammer-Stimulationssystems aus 4 realisiert werden.
  • Es sollte beachtet werden, dass das oben beschriebene Zwei-Kammer-Stimulationssystem aus 4 auch als ein Multi-Stellen-Stimulationssystem verwendet werden kann, wo die RHC- und LHC-Leitungen tatsächlich in eine gemeinsame Herzkammer eingeführt sind, so dass die Stimulations-/Erfassungselektroden voneinander in dieser Herzkammer getrennt sind. Es kann z.B. wünschenswert sein, die RHC-Stimulations-/Erfassungselektroden in dem RV-Apex und die LHC-Stimulations-/Erfassungselektroden, die an der interventrikulären septalen Wand bezüglich des His-Bundes befestigt sind, anzuordnen, um eine synchronisierte Abgabe der Stimulationspulse an diese Stellen in dem RV in einer Sequenz zu erreichen, die von der Sequenz der erfassten ventrikulären Depolarisation oder R-Wellen an diesen Stellen abhängt. Die vorliegende Erfindung kann in einem solchen Stimulationssystem implementiert werden, das zwei (oder mehr) Stimulations-/Erfassungskanäle in oder in Beziehung zu einer einzelnen Herzkammer bereitstellt. Andere Variationen an der Konfiguration und am Betrieb des Stimulati onssystems aus 4 und der nachfolgend beschriebenen Ausführungsformen erscheinen weiter unten.
  • 5 ist eine schematische Darstellung eines implantierten Vier-Kammer-Herzschrittmachers der oben genannten Typs zur Wiederherstellung von synchronen Kontraktionen des rechten und linken Atriums und des rechten und linken Ventrikels. Der Inline-Verbinder 13 der RA-Leitung 16 ist in eine bipolare Bohrung des IPG-Verbinderblocks 12 eingepasst und ist mit einem Paar von elektrisch isolierten Leitern bzw. Adern innerhalb des Leitungskörpers 15 gekoppelt, das mit der distalen Spitzen-RA-Stimulations-/Erfassungselektrode 19 und der proximalen Ring-RA-Stimulations-/Erfassungselektrode 21 verbunden ist. Das distale Ende der RA-Leitung 16 ist mit der RA-Wand durch einen konventionellen Befestigungsmechanismus 17 befestigt. Eine bipolare, endokardiale RV-Leitung 32 wird durch die Vene in die RA-Kammer des Herzes 10 und in das RV geführt, wo ihre distale Ring- und Spitzen-RV-Stimulations-/Erfassungselektroden 38 und 40 in dem Apex durch einen konventionellen distalen Befestigungsmechanismus 41 befestigt werden. Die RV-Leitung 32 ist mit einem Inline-Verbinder 34 gebildet, der in eine bipolare Bohrung des IPG-Verbinderblocks 12 passt, der mit einem Paar von elektrisch isolierten Leitern innerhalb des Leitungskörpers 36 gekoppelt und mit der distalen Spitzen-RV-Stimulations-/Erfassungselektrode 40 und einer proximalen Ring-RV-Stimulations-/Erfassungselektrode 38 verbunden ist.
  • In diesem Fall wird eine quadripolare, endokardiale LV CS-Leitung 52 durch eine Vene in die RA-Kammer des Herzes 10, in den CS und anschließend nach unten in die große Vene geführt, um das distale Paar der LV CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 48 und 50 entlang der LV-Kammer zu erstrecken und das proximale Paar der LA CS-Stimulations-/Erfas sungselektroden 28 und 30 benachbart zum LA zu belassen. Die LV CS-Leitung 52 ist mit einem Vierleiter- bzw. -ader-Leitungskörper 56 gebildet, der am proximalen Ende mit einem gabelförmigen Inline-Verbinder 54 gekoppelt ist, der in ein Paar von bipolaren Bohrungen des IPG-Verbinderblocks 12 passt. Die vier elektrisch isolierten Leitungsadern in dem LV CS-Leitungskörper 56 werden einzeln mit einem des distalen Paares der LV CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 48 und 50 und des proximalen Paars der LA CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 28 und 30 verbunden.
  • Beim Betrieb wird eine P-Welle, die über die RA-Stimulations-/Erfassungselektroden 17 und 19 oder die LA-Stimulation-/Erfassungselektroden 28 und 30 während des V-A Escape-Intervalls erfasst wird, das von einem vorhergehenden ventrikulären Stimulationspuls oder einem erfassten R-Wellen-Ereignis getaktet wird, verwendet, um eine AV-Verzögerung und jeweils ein LA CDWS oder ein RA CDWS zu starten. Ein atrialer Stimulationspuls wird an das andere Paar der atrialen Stimulations-/Erfassungselektroden 17 und 19 oder 28 und 30 abgegeben, wenn das jeweilige LA- oder RR-CDWS ohne die Erfassung derselben geleiteten P-Welle an dem anderen Paar der atrialen Stimulations-/Erfassungselektroden abläuft.
  • Wenn das V-A atriale Escape-Intervall ohne Erfassung einer P-Welle an einem der Paare der atrialen Stimulations-/Erfassungselektroden 17 und 19 oder 28 und 30 abläuft, dann wird der atriale Stimulationspuls typischerweise zuerst über die RA-Stimulations-/Erfassungselektroden 17 und 19 abgegeben und die entsprechende LA-CDWP-Zeit eingeleitet. Danach wird ein atrialer Stimulationspuls an die LA-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 28 und 30 nur abgegeben, wenn das LA-CDWP ohne die Erfassung der P-Welle an diesen Stimulations-/Erfassungselektroden abläuft. Es ist jedoch möglich, die umgekehrte Reihenfolge der Abgabe zu programmieren, so dass der erste atriale Stimulationspuls an die LA-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 28 und 30 beim Ablaufen des V-A atrialen Escape-Intervalls abgegeben wird. Danach wird ein atrialer Stimulationspuls an die RA-Stimulations-/Erfassungselektroden 17 und 19 nur abgegeben, wenn die RA-CDWP-Zeit ohne die Erfassung der P-Welle an den RA-Stimulations-/Erfassungselektroden abläuft.
  • Es ist möglich, in dieser Ausführungsform separate programmierbare Erfassungs-AV(SAV)-Verzögerungen zu verwenden, die abhängig davon verwendet werden, ob das erste atriale erfasste Ereignis über die RA-Stimulations-/Erfassungselektroden 17 und 19 oder über die LA CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 28 und 30 erfasst wird. Darüber hinaus ist es möglich, separate programmierbare stimulierte-AV(PAV)-Verzögerungen zu verwenden, die abhängig davon verwendet werden, ob der erste atriale Stimulationspuls über die RA-Stimulations-/Erfassungselektroden 17 und 19 oder über die LA-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 28 und 30 abgegeben wird. Diese separat programmierbaren SAV- und PAV-Verzögerungen, die als SAVRA und PAVRA und SAVLA und PAVLA bezeichnet werden, können in der Länge programmiert werden, um die meist physiologische AV-Verzögerung zwischen den einzelnen Orten der RA- und LA-Stimulations-/Erfassungselektroden und einer einzelnen ausgewählten der betrachteten RV- und LV-Stimulations-/Erfassungselektroden bereitzustellen. Dieser Ansatz, separate programmierbare SAVRA- und SAVLA-Verzögerungen und separate programmierbare PAVRA- und PAVLA-Verzögerungen zu verwenden, wird hierin in Bezugnahme auf die 6 und 7 als ein Ansatz offenbart, in dem die vorliegende Erfindung ausgeführt werden kann. Es versteht sich jedoch, dass die vorliegende Erfindung ausgeführt werden kann, wobei ein weniger komplexer Ansatz verwendet wird, der nur eine einzelne bzw. einzige program mierbare AV-Verzögerung oder gerade eine SAV-Verzögerung und PAV-Verzögerung verwendet.
  • Deshalb wird in dem bevorzugten komplexeren Fall eine SAVRA- oder SAVLA- oder eine PAVRA- oder PAVLA-Zeit entweder auf die Erfassung der ersten P-Welle oder auf die Abgabe des ersten atrialen Stimulationspulses an entweder die rechte oder linke atriale Herzkammer hin gestartet. Eine R-Welle, die über eine der RV- oder LV-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 38 und 40 oder 48 und 50 während der SAV- oder PAV-Zeitverzögerung erfasst wird, wird verwendet, um den AV-Taktgeber zurückzusetzen, um ein V-A Escape-Intervall zu starten und um ein jeweiliges LV-CDWS oder RV-CDWS zu starten. Ein ventrikulärer Stimulationspuls wird an das andere Paar der RV- oder LV-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 38 und 40 oder 48 und 50 abgegeben, wenn das LV-CDWS oder RV-CDWS ohne die Erfassung der R-Welle an dem anderen Paar der RV- oder LV-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden abläuft.
  • In der Annahme, dass die normale Aktivierungssequenz wiederhergestellt werden soll, wird eine einzelne AV-Verzögerung, die mit einer normalen AV-Leitungszeit von dem AV-Knoten zu dem His-Bündel korrespondiert, für die Verwendung programmiert. Wenn die AV-Verzögerung abläuft, dann wird der ventrikuläre Stimulationspuls typischerweise programmiert, um zuerst über die RV-Stimulations-/Erfassungselektroden 38 und 40 abgegeben zu werden, und ein LV-CDWP wird eingeleitet. Ein linker ventrikulärer Stimulationspuls wird programmiert, um an die LV-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 48 und 50 abgegeben zu werden, wenn das LV-CDWP ohne die Erfassung der R-Welle an der LV-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 48 und 50 abläuft.
  • Anschließend wird die Sequenz wiederholt, so dass, wenn das V-A Escape-Intervall abläuft, dann ein RA-Stimulationspuls typischerweise zuerst über die RA-Stimulations-/Erfassungselektroden 17 und 19 abgegeben wird, der A-V Verzögerungstaktgeber wieder gestartet wird und die LA-CDW-Zeit eingeleitet wird. Ein LA-Stimulationspuls wird an die LA-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 28 und 30 abgegeben, wenn die LA-CDW-Zeit ohne die Erfassung der P-Welle an der LA-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 28 und 30 abläuft.
  • Jede SAV- und PAV-Verzögerung und jedes CDWS und CDWP kann programmiert werden, um die normale Aktivierungssequenz wieder herzustellen, wobei die spezielle Leitungsstörung und die Orte der RA-, LA-, RV- und LV-Stimulations-/Erfassungselektroden-Orte beachtet werden. Die Aktivierungssequenz kann auch verändert werden, um die AV-Verzögerungen und die atrialen Kammer-CDWS und CDWP von anfänglichen LA-Depolarisationen, die von der LA-Ektopieherde entstehen, zu takten.
  • Die 6 und 7 umfassen zusammen ein vereinfachtes Blockdiagramm einer verkleinerten Vier-Kammer-IPG-Schaltung der vorliegenden Erfindung für den Rechts- und Links-Herzkammer-, Vierkammer-Schrittmacher IPG 14, der in dem System aus 5 verwendet wird. 6 zeigt die RA- und LA-Stimulations- und Erfassungsschaltung 300 und 400, jeweils in Beziehung zu dem Daten-/Steuerungsbus 122, der atrialen Schrittmacher/Taktungs-Logik-Schaltung 120A, den Mikrocomputer-Komponenten 108, 110, 112 und der programmierbaren AV-Verzögerungslogik 160. 7 zeigt die RV- und LV-Stimulations- und Erfassungsschaltung 500 und 600 jeweils in Beziehung zu dem Daten-/Steuerungsbus 122, der ventrikulären Stimulations-/Taktungs-Logik-Schaltung 120V, dem RV-Telemetrie-Transmitter/Receiver 102 und dem externen Programmierer 90. Die Mikrocomputer-Komponenten 108, 110, 112 und die atriale Stimulations-/Taktungs-Logik-Schaltung 120A aus 6 sind mit der RV- und LV-Stimulations- und Erfassungsschaltung 500 und 600 und der ventrikulären Stimulations-/Taktungs-Logik-Schaltung 120V aus 7 über den Daten-/Steuerungsbus 122 verbunden. Der RV-Telemetrie-Transmitter/Receiver 102 aus 7 ist mit der atrialen Stimulations-/Taktungs-Logik-Schaltung 120A aus 6 über den Leiter 104 verbunden, und das ventrikuläre Stimulationsauslöse-Ausgangssignal von der programmierbaren AV-Verzögerungsschaltung 160 aus 6 ist mit der ventrikulären Stimulations-/Taktungs-Logik-Schaltung 120V aus 7 über den Leiter 162 gekoppelt. Die atriale und ventrikuläre Stimulations-/Taktungs-Logik-Schaltungen 120A und 120V und die programmierbare AV-Verzögerungsschaltung 160 können alternativ in einer gemeinsamen Schaltung kombiniert werden, wie es in DDD-Schrittmachern herkömmlich ist.
  • Die RA- und LA-Stimulations- und Erfassungskanäle 300 und 400 und die RV- und LV-Stimulations- und Erfassungskanäle 500 und 600 folgen im allgemeinen der Architektur der RHC- und LHC-Schaltung 100 und 200 aus 4, die oben im Detail beschrieben ist. Die Ausblendungsschaltung unterscheidet sich etwas in dieser Vier-Kammer-Ausführungsform, um die Ausblendung von allen vier der RA-, LA-, RV- und LV-Erfassungsverstärker 326, 426, 526, 626 in Reaktion auf die Abgabe eines Stimulationspulses bei einem der RA-, LA-, RV- und LV-Stimulations-Ausgangsschaltungen 334, 434, 534, 634 zu ermöglichen. Jede der programmierbaren RA-, LA-, RV- und LV-Ausblendungsschaltungen 336, 436, 536 und 636 erzeugt ein RA-, LA-, RV- und LV-BLANK-Signal auf den Leitungen 318, 418, 518 und 618, das eine Zeitdauer aufweist, die in den RAM/ROM-Chip 110 programmiert ist. Die RA-, LA-, RV- und LV-BLANK-Signale werden durch atriale Ausblendungs- (AB) und ventrikuläre Ausblendungs- (VB) Auslösesignale ausgelöst, die an den Ausgängen des OR-Gatters 314 bzw. OR-Gatters 514 erzeugt werden.
  • Die Eingänge des OR-Gatters 314 sind mit den Ausgängen der OR-Gatter 316 und 416 gekoppelt, die die RA-PACE- und LA-PACE-Signale bereitstellen, die jeweils an die RA- und LA-Stimulations-Ausgangsschaltungen 334 und 434 abgegeben werden. Die OR-Gatter 316 und 416 geben die RA EI PT- und LA EI PT-Signale, die einzeln beim Ablaufen des V-A Escape-Intervalls erzeugt werden, und die RA PT und LA PT, die beim Ablauf jedes programmierbaren CDW erzeugt werden, das von den programmierbaren Zeitverzögerungen 330 bzw. 430 getaktet werden, weiter.
  • Auf ähnliche Weise sind die Eingänge des OR-Gatters 514 mit den Ausgängen der OR-Gatter 516 und 616 gekoppelt, welche die RV- und LV-PACE-Signale bereitstellen, die an die LV-Stimulations-Ausgangsschaltungen 534 bzw. 634 abgegeben werden. Die OR-Gatter 516 und 616 geben die RV EI PT- und LV EI PT-Signale, die einzeln beim Ablaufen der AV-Verzögerung erzeugt werden, und die RV PT- und LV PT-Signale, die durch die LV- und RV-CDW-Taktgeber 530 und 630 beim Ablauf des jeweiligen programmierbaren CDW erzeugt werden, weiter.
  • In dieser Ausführungsform wird ein isolierter Stromreplikator 325, der in den 8 und 9 gezeigt und weiter unten beschrieben ist, zwischen das RA-Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar und die Eingänge des RA-Erfassungsverstärkers 326 des RA-Stimulationskanals 300 eingefügt. Die RA-Stimulations-/Erfassungsanschlüsse in dem Verbinderblock 12 sind über kapazitiv gefilterte Durchführungen durch das IPG-Gehäuse mit der Ausgangsstromschleife des isolierten Stromreplikators 325 gekoppelt. Die Eingangsstromschleife ist sowohl mit dem Eingang des RA-Erfassungsverstärkers 326 als auch mit dem Ausgang der RA-Stimulations-Ausgangsschaltung 334 gekoppelt. In dieser Ausführungsform werden RA-Stimulatons-Auslösepulse, die an die Eingangsstromschleife abgegeben werden, in der Ausgangsstromschleife repliziert und an die RA-Stimulations- /Erfassungselektroden abgegeben, wohingegen kardiale Signale, die die RA-Stimulations-/Erfassungselektroden und die Ausgangsstromschleife durchlaufen, in der Eingangsstromschleife repliziert und an den RA-Erfassungsverstärker 334 bereitgestellt werden.
  • Es versteht sich, dass die programmierbare RA-Ausblendungsschaltung 336, die schematisch in 6 gezeigt ist, konfiguriert werden kann, um zu arbeiten, um die Erfassungsverstärkereingänge von der Eingangsstromschleife des isolierten Stromreplikators 325 zu trennen, wobei Ausblendungs-Schalter der oben beschriebenen Arten verwendet werden. Deshalb versteht es sich, dass die Eingangsstromschleife des isolierten Stromreplikators 325 an die Eingänge des RA-Erfassungsverstärkers 326 durch solche Ausblendungs-Schalter bereitgestellt werden kann, die von der programmierbaren RA-Ausblendungsschaltung 336 betrieben werden. Die RA-Ausblendungsperiode, die von dem RA-BLANK-Signal bereitgestellt wird, ist vorzugsweise kürzer als ungefähr 100 ms nach der Abgabe eines RA-Stimulationspulses oder kürzer als ungefähr 7 ms nach der Abgabe eines Stimulationspulses, der an das LA, RV und LV abgegeben wird.
  • Auf ähnliche Weise wird eine isolierte Stromreplikatorschaltung 425, die in den 8 und 9 gezeigt ist, die weiter unten beschrieben werden, zwischen das LA-Stimulations/Erfassungselektronenpaar und die Eingänge des LA-Erfassungsverstärkers 426 des LA-Stimulationskanals 400 eingefügt. Die LA-Stimulations/Erfassungsanschlüsse in dem Verbinderblock 12 sind über kapazitiv gefilterte Durchfüh rungen durch das IPG-Gehäuse mit der Aungangsstromschleife des isolierten Stromreplikators 425 gekoppelt. Die Eingangsstromschleife ist sowohl mit dem Eingang des LA-Erfassungsverstärkers 426 als auch mit dem Ausgang der LA-Stimulations-Ausgangsschaltung 434 gekoppelt. In dieser Ausführungsform werden LA-Stimulationsauslösepulse, die an die Eingangsstromschleife abgegeben werden, in der Ausgangsstromschleife repliziert und an die LA-Stimulations/Erfassungselektroden abgegeben, wohingegen kardiale Signale, die die LA-Stimulations/Erfassungselektrode und die Ausgangsstromschleife durchlaufen, in der Eingangsstromschleife repliziert und an den LA-Erfassungsverstärker 434 bereitgestellt werden.
  • Es versteht sich, das die programmierbare LA-Ausblendungsschaltung 436, die schematisch in 6 gezeigt ist, konfiguriert werden kann, um zu arbeiten, um die Erfassungsverstärkereingänge von der Eingangsstromschleife des isolierten Stromreplikators 425 zu trennen, wobei Ausblendungs-Schalter der oben beschriebenen Arten verwendet werden. Deshalb versteht es sich, dass die Eingangsstromschleife des isolierten Stromreplikators 425 an die Eingänge des LA-Erfassungsverstärkers 426 durch solche Ausblendungs-Schalter bereitgestellt werden kann, die von der programmierbaren LA-Ausblendungsschaltung 436 betrieben werden. Die LA-Ausblendungsperiode, die durch das LA-BLANK-Signal bereitgestellt wird, ist vorzugsweise kürzer als 100 ms nach der Abgabe eines LA-Stimulationspulses oder kürzer als vorzugsweise 7 ms nach der Abgabe eines Stimulationspulses, der an das RA, RV und LV abgegeben wird.
  • Darüber hinaus wird eine isolierte Stromreplikatorschaltung 625, wie in den 8 und 9 gezeigt und weiter unten beschrieben, zwischen das LV-Stimulations/Erfassungs elektrodenpaar und die Eingänge des LV-Erfassungsverstärkers 626 des LV-Stimulationskanals 600 eingefügt. Die LV-Stimulations/Erfassungsanschlüsse in dem Verbinderblock 12 werden über kapazitiv gefilterte Durchführungen durch das IPG-Gehäuse mit der Ausgangsstromschleife des isolierten Stromreplikators 625 gekoppelt. Die Eingangsstromschleife ist sowohl mit dem Eingang des LV-Erfassungsverstärkers 626 als auch mit dem Ausgang der LV-Stimulations-Ausgangsschaltung 634 gekoppelt. In dieser Ausführungsform werden LV-Stimulations-Auslösepulse, die an die Eingangsstromschleife abgegeben werden, in der Ausgangsstromschleife repliziert und an die LV-Stimulations-/Erfassungselektroden abgegeben, wohingegen kardiale Signale, die die LV-Stimulations-/Erfassungselektroden und die Ausgangsstromschleife durchlaufen, in der Eingangsstromschleife repliziert und an den LV-Verfassungsverstärker 634 bereitgestellt werden. Es versteht sich, dass die programmierbare LV-Ausblendungsschaltung 636, die schematisch in 7 gezeigt ist, konfiguriert werden kann, um zu arbeiten, um die Erfassungsverstärkereingänge von der Eingangsstromschleife des isolierten Stromreplikators 625 unter Verwendung von Ausblendungs-Schaltern der oben beschrieben Arten zu trennen. Deshalb versteht es sich, dass die Eingangsstromschleife des isolierten Stromreplikators 625 an die Eingänge des LV-Erfassungsverstärkers 626 durch solche Ausblendungs-Schalter, die von der LV-programmierbaren Ausblendungsschaltung 636 betrieben werden, bereitgestellt werden kann. Die LV-Ausblendungsperiode, die durch das LV-BLANK-Signal bereitgestellt wird, ist vorzugsweise kürzer als ungefähr 100 ms nach der Abgabe eines LV-Stimulationspulses oder kürzer als ungefähr 7 ms nach der Abgabe eines Stimulationspulses, der an das RA, RV und LA abgegeben wird.
  • In diesem Beispiel ist kein isolierter Stromreplikator zwischen das RV-Stimulations/Erfassungselektrodenpaar und die Eingänge des RV-Erfassungsverstärkers 526 und den Ausgang der RV-Stimulationspuls-Ausgangsschaltung 534 des RV-Stimulationskanals 500 eingefügt. Es versteht sich, dass die Orte der drei isolierten Stromreplikatoren 325, 425 und 625 bezüglich der abgebildeten Orten verändert werden können, oder dass ein anderer isolierter Stromreplikator zwischen das RV-Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar und die Eingänge des RV-Erfassungsverstärkers 526 und den Ausgang der RV-Stimulationspuls-Ausgangsschaltung 534 eingefügt werden kann. Es ist auch möglich, eine Umschalt-Schaltung bereitzustellen, die durch einen Downlink-Telemetrie-Befehl aktiviert werden kann, um einen der isolierten Replikatoren zu umgehen.
  • Es versteht sich, dass ein Paar von isolierten Stromreplikatoren in jeden Stimulationskanal eingefügt werden könnte, um das Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar des Kanals von dem Erfassungsverstärker und der Stimulations-Ausgangsschaltung eines jeden Kanals einzeln zu isolieren.
  • Angenommen, dass beim Betrieb das V-A Escape-Intervall von einem vorangehenden ventrikulären erfassten oder stimulierten Ereignis ausgetaktet wird und dass eine spontane atriale Deppolarisation in einer der RA oder LA auftritt und zuerst von einem des RA-Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar 17, 19 oder dem LA-CS-Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar 28, 30 (5) weitergegeben wird. Das SERA-Signal oder das SELA-Signal wird erzeugt, wenn die P-Welle über den Stimulations-/Erfassungselektroden 17 und 19 oder den LA-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 28 und 30 von dem RA-Erfassungsverstärker 326 bzw. dem LA-Erfassungsverstärker 426 erfasst wird. Das erste des SERA- oder SELA-Signals, das während dem Ablaufen des V-A Escape-Intervalls auftritt, wird verwendet, um das gegenwärtige atriale V-A Escape-Intervall zurückzusetzen, das in der atrialen Stimulationstaktungs-/Logikschaltung 120A ausgetaktet wird. Das erste auftretende SERA- oder SELA-Signal startet auch die Taktung der jeweiligen RA- oder LA-CDWS-Zeit durch den jeweiligen RA- oder LA-CDW-Taktgeber 330 oder 430. Das erste auftretende SERA- oder SELA-Signal wird auch bereitgestellt, um in LA- oder RA-CDW Taktgeber 430 oder 330 jeweils zurückzusetzen, welche unter diesen Umständen keine CDW-Zeit austakten würden. Ein atrialer Stimulationspuls wird an das andere Paar der atrialen Stimulations-/Erfassungselektroden durch die RA- oder LA-Stimulations-Ausgangsschaltung 334 oder 434 abgegeben, wenn die RA- oder LA-CDWS ohne die Erfassung der P-Welle an der anderen der RA- oder LR-CS-atrialen Stimulation/Erfassungselektroden 17 und 19 oder 28 und 30 abläuft.
  • Unter der Annahme, dass das V-A Escape-Intervall nicht ohne Erfassung einer P-Welle abläuft, wird dann entweder ein RA-Stimulationspuls oder ein LA-Stimulationspuls zuerst durch die jeweilige RA-Stimulations-Ausgangsschaltung 334 bzw. die LA-Stimulations-Ausgangsschaltung 434 in Reaktion auf das RA EI PT-Signal bzw. LA EI PT-Signal abgegeben. Die Auswahl, welcher atrialer Stimulationspuls abgegeben wird, kann programmiert werden. Wenn der RA-Stimulationspuls über die RA-Stimulations/Erfassungselektroden 17 und 19 abgegeben wird, und die LA-CDW-Zeit in dem LA-CDW-Zeit-Taktgeber 330 eingeleitet wird. Ein atrialer Stimulationspuls wird an die LA-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 28 und 30 abgegeben, wenn die RA-CDW Zeit ohne die Erfassung der P-Welle an der LA-CS-Stimukations/Erfassungselektroden 25 und 30 abläuft.
  • In jedem Fall wird der AV-Verzögerungstaktgeber 160 gestartet, um eine SAV-Verzögerung auf die Erfassung der P-Welle oder eine PAV-Verzögerung auf die Abgabe des atrialen Stimulationspulses hin auszutakten. Wie oben erwähnt, werden vorzugsweise getrennte programmierbare stimulierte SAVRA- und SAVLA-Verzögerungen in Abhängigkeit davon verwendet, ob das erste atriale erfasste Ereignis über den RA-Stimulations-/Erfassungselektroden 17 und 19 oder über den LA-CS-Stimulations/Erfassungselektroden 28 und 30 erfasst wird. Getrennt programierbare, stimulierte PAVRA- und PAVLA-Verzögerungen werden auch in Abhängigkeit davon verwendet, ob der erste atriale Stimulationspuls über die RA-Stimulations/Erfassungselektroden 17 und 19 oder über die LA-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 28 und 30 abgegeben wird. Diese vier möglichen Verzögerungen werden "ON" (EIN) oder "OFF" (AUS) programmiert und die Verzögerungswerte werden in den RAM/ROM-Chip 110 programmiert. Die programmierten Verzögerungswerte werden in dem programmierbaren AV-Verzögerungstaktgeber 160 verwendet und von einem der RSAV-, LSAV-Auslösesignale, die durch die AV-Verzögerungs-Auswahllogik erzeugt werden, oder durch eines der RPAV- und LPAV-Auslösesignale gestartet, die von dem bzw. den V-A Escape-Intervalltaktgeber(n) in der atrialen Stimulations-Taktung/Logikschaltung 120A erzeugt werden. Alternativ kann nur eine einzelne RAV- oder LAV-Verzögerung in Reaktion auf die RSAV- und RPAV-Auslösesignale bzw. die LSAV- und LPAV-Auslösesignale ausgelöst werden.
  • In dem üblichsten bzw. allgemeinsten Fall wird, wenn eine R-Welle über einem Paar der RV- oder LV-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 38 und 40 oder 48 und 50 während der AV-Zeitverzögerung erfasst wird, das SERV- oder SELV-Signal von dem RV-Erfassungsverstärker 526 oder dem LV-Erfassungsverstärker 626 erzeugt und bereitgestellt, um die Logik in der ventrikulären Stimulationstaktungs- /Logikschaltung 120V zurückzusetzen. Ein Rücksetzsignal wird an Leitung 164 erzeugt und verwendet, um den AV-Verzögerungstaktgeber 160 aus 6 zurückzusetzen. Das SERV- oder SELV-Signal wird auch verwendet, um ein V-A Escape-Intervall in der ventrikulären Stimulations-Taktung/Logikschaltung 120V zu starten und um die ventrikuläre CDW-Zeit im jeweiligen RV-oder LV-CDW-Zeitgeber 530 oder 630 zu starten. Ein ventrikulärer Stimulationspuls wird an das andere Paar der ventrikulären Stimulations/Erfassungselektroden durch den jeweiligen RV- oder LV-Stimulations-Ausgangspulsgenerator 534 oder 634 abgegeben, wenn die ventrikuläre CDW-Zeit ohne die Erfassung der R-Welle an dem anderen Paar der RV- oder LV-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 38 und 40 oder 48 und 50 abläuft.
  • Wenn das V-A Escape-Intervall abläuft, dann wird der ventrikuläre Stimulationspuls typischerweise zuerst über die RV-Stimulations-/Erfassungselektroden 38 und 40 abgegeben, und die RV-CDW-Zeit wird in dem RV-CDW-Zeitgeber 530 eingeleitet. Ein ventrikulärer Stimulationspuls wird an die LV-CS-Stimulations-/Erfassungselektroden 48 und 50 von der LV-Stimulations-Ausgangsschaltung 634 abgegeben, wenn die ventrikuläre CDW-Zeit ohne die Erfassung der R-Welle an den LV-CS-Stimulations/Erfassungselektroden 48 und 50 abläuft.
  • Erneut bezüglich der RA- und LA-Erfassungs- und Stimulationsschaltungen 300 und 400, können die Erfassungscharakteristika der RA- und LV-Erfassungsverstärker 326 und 426, die CDW-Zeiten der CDW-Zeit-Taktgeber 330 und 430 und die Stimulationspuls-Ausgangsschaltung 334 und 434 separat programmiert und im RAM/ROM-Chip 110 gespeichert werden. Auf ähnliche Weise, bezüglich der RV- und LV-Erfassungs- und Stimulationsschaltungen 500 und 600, können die Erfassungscharakteristika der RV- und LV-Erfassungsverstärker 526 und 626, die CDW-Zeiten der CDW-Taktgeber 530 und 630 und die Stimulationspuls-Ausgangsschaltungen 534 und 634 separat programmiert und im RAM/ROM-Chip 110 gespeichert werden. Darüber hinaus können einer oder beide der bi-ventrikulären und bi-atrialen Betriebsmodi optional ausprogrammiert werden, um sich speziellen Patienten oder Veränderungen im Zustand eines speziellen Patienten anzupassen. Z.B. kann es möglich sein, die oben genannten linken atrialen Tachyarrhythmien durch "An"-programmieren des oben beschriebenen bi-atrialen Stimulationsmodus und Auswählen von optimalen atrialen Leitungszeitverzögerungen und "Aus"-programmieren der bi-ventrikulären Stimulations- und Erfassungsfunktionen zu behandeln. Umgekehrt können die bi-atrialen Stimulations- und Erfassungsfunktionen wahlweise "aus"-programmiert und die bi-ventrikulären Stimulations- und Erfassungsfunktionen optimal programmiert werden, um die geeignete Therapie für einen Patienten bereitzustellen, der normale inter-atriale Leitungs- und abnormal lange inter-ventrikuläre Leitungsverzögerungen aufweist.
  • Es versteht sich, dass das oben beschriebene Vier-Kammer-Stimulationssystem aus den 6 und 7 wahlweise als ein Zwei-Kammer-AV-sequentielles-Stimulationssystem konfiguriert werden kann, das z.B. in dem Zwei-Kammer-DDD-Stimulationsmodus betrieben wird, wobei wenigstens ein Stromreplikator verwendet wird. Z.B. können das linke atriale Stimulations- und Erfassungssystem 300 und das linke ventrikuläre Stimulations- und Erfassungssystem 600 und zugeordnete Komponenten entfernet oder inoperabel programmiert werden, wobei AV sequentielle Stimulation und Erfassung des rechten RA und RV bereitgestellt werden, wobei der RA isolierte Stromreplikator 325 in der oben beschriebnen Weise arbeitet. Deshalb versteht es sich, dass die 6 und 7 auch ein solches Zwei-Kammer-Stimulationssystem, das die vorliegende Erfindung enthalten kann, darstellen.
  • Übergehend zu 8, zeigt diese schematisch einen GMR-isolierten Stromreplikator, der als die isolierten Stromreplikatoren 225, 325, 425 und 625 aus den 4 und 6 bis 7 verwendbar ist. Der GMR-isolierte Stromreplikator funktioniert und ist vorzugsweise hergestellt in der Art, die in dem US-Patent Nr. 6,252,390 und in den Artikeln von T. M. Hermann u.a. mit dem Titel "Magnetically Coupled Linear Isolator" (IEEE Tans. On Magnetics, vol. 33, no. 5, September 1997, pp. 4029–4031) und von W. L. Hui u.a. mit dem Titel "Monolithic 4-20mA Isolating Current Replicator using GMR Resistors" (ISSC98/Session 17/Sensor Technology/Paper SA 17.5) beschrieben wird.
  • In jüngster Zeit ist entdeckt worden, dass die Bereitstellung von Magnetfeldelementen in der Form einer dazwischen liegenden dünnen Schicht von Trennungsmaterial, das zwei größere Oberflächen aufweist, auf denen beiden eine anisotrope ferromagnetische Dünnsicht gebildet ist, zu einem "Riesen-Magnetowiderstandseffekt (GMR)" führt, wenn die Dicken der ferromagnetischen Dünnfilme und der dazwischen liegenden Lagen in einer solchen "Sandwich"-Struktur genügend klein in der Dicke gemacht worden sind. Dieser Effekt kann erhöht werden, indem solche GMR-Elemente mit zusätzlichem abwechselnden ferromagnetischen Filmen und Zwischenlagen Übergitter bilden. Der resultierende erhöhte GMR-Effekt kann eine magnetoresistive Antwort in einem GMR-Widerstand ergeben, die im Bereich bis zu einer Größenordnung größer als die aufgrund der wohlbekannten anisotropen Magnetowiderstandsantwort sein kann.
  • Das '390 Patent und die Hermann- und Hui-Veröffentlichungen offenbaren Signalisolatoren auf der Grundlage von magnetoresistiver Erfassung von magnetischen Bedingungen, die dort auftreten, die vorzugsweise hergestellt werden können, indem ferromagnetische Dünnfilmmaterialien verwendet werden.
  • Solche Signalisolatoren können auf einer Oberfläche eines monolitischen ICs gebildet werden, um dadurch die Bereitstellung von passenden elektrischen Verbindungen zwischen einem Isolator und der Betriebsschaltung dafür zu ermöglichen.
  • Jeder GMR-isolierte Stromreplikator 225, 325, 425 und 625, wie er in 8 abgebildet ist, weist eine Eingangsstromschleife 201 und eine Ausgangsstromschleife 205 auf, die als eine integrierte Schaltung isoliert voneinander gebildet sind, um die Leitfähigkeit von Kreuz-Kanal-Signalen zu blockieren. In den oben beschriebenen bevorzugten Ausführungsformen ist die Eingangsstromschleife 203 durch den Ausblendungs-Schalter oder die Schalter mit den Eingängen des Erfassungsverstärkers und mit dem Ausgang der Stimulationspulsschaltung des Stimulationskanals gekoppelt. Die Ausgangsstromschleife 205 ist mit den Stimulations/Erfassungselektroden des Stimulations-/Erfassungskanals über einen Hochwertlastwiderstand 212 gekoppelt. Die Eingangsstromschleife 203 ist mit dem Gleich-Kanal-Erfassungsverstärkereingängen durch die Ausblendungsschaltungsumschalter der Gleich-Kanal-Ausblendungsschaltung gekoppelt. Kardiale Depolarisationssignale können von der Ausgangsstromschleife 205 an die Eingangsstromschleife 203 nach der kurzen Ausblendungsperiode von ungefähr 5 ms bis 10 ms, z.B. 7 ms, nach der Abgabe eines Kreuz-Kanal-Stimulationspulses übertragen werden. Die Ausgangsstromschleife 205 ist von der Stimulationsschaltung, die mit der Eingangsstromschleife 203 gekoppelt ist, aufgrund von GMR-Elementen isoliert, um zu verhindern, dass Kreuz-Kanal-Leckstrom, der mit der Abgabe eines Stimulationspulses in einen anderen Stimulationskanal einhergeht, an das Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar, das mit der Ausgangsstromschleife 205 gekoppelt ist, angelegt wird.
  • In 8 sind vier magnetische feldsensitive GMR-Widerstände 202, 204, 206 und 208 in einer Brückenkonfiguration in Beziehung zu den Eingangsanschlüssen des herkömmlichen IC-hergestellten Operationsverstärkers (op amp) 210, zur regulierten Spannungsversorgung und zur Erde angeordnet. Die Widerstände 202, 204, 206 und 208 sind aus GMR-Material gebildet, das eine hohe magnetische Sensitivität zeigt und leicht in einen konventionellen IC-Prozess eingebaut wird. Der Widerstandswert von jedem GMR-Widerstand 202, 204, 206 und 208 verändert sich als eine Funktion der Magnetfelder, die durch ein Stromsignal erzeugt werde, das durch die jeweilige GMR-Induktionsspule 202', 204', 206' und 208' oder durch jedes GMR-Element läuft. Umgekehrt indiziert ein Strom, der jeden GMR-Widerstand 202, 204, 206 und 208 durchläuft, einen Strom durch die jeweilige Induktionsspule 202', 204', 206' und 208'.
  • Die Eingangsstromschleife 203 ist aus einem eingangsstromtragenden IC-Leiter gebildet, der auf einem IC-Substrat gebildet ist, das Induktionsspulen 202' und 208' aufweist, die über den magnetfeldsensitiven Widerständen 202 bzw. 208 liegen. Jeder GMR-Widerstand 202 und 208 hat einen ersten Widerstandswert in der Abwesenheit von magnetischen Feldern, die durch ein Eingangsstromsignal durch die Induktionsspulen 202' und 208' erzeugt werden. Wenn ein Eingangsstromsignal an den eingangsstromtragenden Leiter 203 und durch die Spulen 202' bzw. 208' angelegt wird, werden magnetische Felder über den jeweiligen GMR-Widerständen 202 und 208 erzeugt, was eine Veränderung ihres Widerstandes bewirkt.
  • Auf ähnliche Weise ist die Ausgangsstromschleife 205 aus einem ausgangsstromtragenden IC-Leiter gebildet, der auf einen IC-Substrat gebildet ist, das Induktionsspulen 204' und 206' aufweist, die über dem magnetfeldsensitiven Wider ständen 204 bzw. 206 liegen. Jeder GMR-Widerstand 204 und 206 hat einen ersten Widerstandswert in der Abwesenheit eines Stromsignals und einen zweiten Widerstandswert, wenn eine Stromsignal an dem ausgangstromtragenden Leiter 205 angelegt ist, und indiziert Magnetfelder in die Spulen 204' bzw. 206'. In diesem Fall kann das Stromsignal in der Ausgangsstromspule 205 entweder durch den Operationsverstärker 210 oder durch ein elektrisches Feld, das das Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar, das damit gekoppelt ist, durchquert, erzeugt werden.
  • Der Operationsverstärker 210, der auf dem IC gebildet ist, weist einen ersten Verstärkereingang, der mit dem ersten und dritten riesen GMR-Widerstand 202 und 208 gekoppelt ist, einen zweiten Verstärkereingang, der mit dem zweiten und vierten GMR-Widerstand 204 und 206 gekoppelt ist, und einen Verstärkeraungang auf, der mit der Ausgangsstromschleife 205 gekoppelt ist. Ein Strom in der Eingangsstromschleife 203 wird durch einen isolierten, gleichwertigen Feedbackstrom ausgeglichen, der durch den Operationsverstärker 210 in der Ausgangsstromschleife 205 erzeugt wird, wodurch ein Stimulationspuls an das Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar, das mit der Ausgangsstromschleife 205 gekoppelt ist, abgegeben werden kann. Umgekehrt, wenn ein kardiales Depolarisationssignal von den Stimulations-/Erfassungselektroden in die Ausgangsstromschleife 205 geleitet wird, bringt es die Operationsverstärkereingänge des Operationsverstärkers 210 aus dem Gleichgewicht, was einen induzierten Strom in der Eingangsstromschleife 203 verursacht, was das kardiale Depolarisationssignal repliziert.
  • Ein Stimulationspuls, der von der Stimulationspulsschaltung erzeugt wird, wird an die Eingangsstromspule angelegt und der Signalstrom verursacht, dass der erste und zweite GMR- Widerstand 202 und 208 im Widerstandswert wechselt, was die Eingänge des Operationsverstärkers 210 aus dem Gleichgewicht bringt. Das Signal, das von dem Operationsverstärker 210 in der Ausgangsstromschleife 205 erzeugt wird, repliziert den Stimulationspuls, wodurch der replizierte Stimulationspuls über den Widerstand 212 und den Stimulations-/Erfassungselektrodenpaar erzeugt wird.
  • Eine kardiale Depolarisation oder ein anderes elektrisches Signal, das das Paar von Stimulations-/Erfassungselektroden durchläuft, verursacht einen induzierten Strom in der Ausgangsstromschleife 205 und verursacht, dass der dritte und vierte GMR-Widerstand 204 und 206 den Widerstandswert ändert. Die Veränderung im Widerstandswert verändert die Spannung, die an die Eingänge des Operationsverstärkers 210 angelegt ist. Die Stromaufnahme des Operationsverstärkers 210, um die Eingänge wieder ins Gleichgewicht zu bringen, verursacht, dass Strom durch den ersten und dritten GMR-Widerstand 202 und 208 aufgenommen wird, was einen Strom in den jeweiligen ersten und dritten GMR-Induktionsspulen 202' und 208' induziert, der durch die Eingangsstromschleife 203 an die Erfassungsverstärkereingänge angelegt wird.
  • Die GMR-isolierten Stromreplikatoren 225, 325, 425 und 625, die in 8 abgebildet sind, können mit Standard-Bipolar- und CMOS-Prozessen integriert werden, können im wesentlichen das Hybridvolumen, die Hybridkosten (FAPC) reduzieren und können eine erhöhte Verlässlichkeit und Sicherheit für den Patienten gegenüber konventionellen Methoden zur Isolation der Erfassungsverstärker von den Stimulations-Ausgangsschaltungen bereitstellen.
  • In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform werden die monolothischen Isolationsschaltungen, die MEMs hergestellte Isolationstransformatoren aufweisen, ersatzweise als die isolierten Stormreplikatoren 225, 325, 425 und 625 aus den 4 und 6 bis 7 verwendet. Eine solche monolithische Isolationsschaltung 302 ist in 9 abgebildet und weist MEMs hergestellte Eingangs- und Ausgangsspulen 306 und 308 mit niedrigem Verlust auf, die von einer Isolationsschicht 310 getrennt sind, die die Eingangsspule 306 von der Ausgangsspule 308 isoliert. Diese Ausgestaltung stellt eine 2500 Volt-Standfestigkeit bzw. einen Volt-Abstand bereit. Wiederum könnte diese Technologie oben auf einem Standard-CMOS-Wafer 312 integriert werden, was ähnliche Vorteile, wie oben beschrieben, ermöglicht.
  • Es versteht sich, dass in den oben beschriebenen bevorzugten Ausführungsformen die Verwendung der GMR-isolierten Stromreplikatoren oder der MEMs-hergestellten Isolationstransformatoren die Programmierung von jedem CDWS und CDWP in einem Bereich von 0 ms zu einer bevorzugten oberen Grenze ermöglicht. Ein erfasstes oder stimuliertes Ereignis in einer der rechten oder linken Herzkammern löst im wesentlichen gleichzeitig die Abgabe eines Stimulationspulses an die andere Herzkammer aus, wenn das CDWP und CDWS auf 0 ms programmiert ist. Das maximale programmierbare CDWS und CDWP ist für ungefähr 100 ms vorgesehen, um die physiologischen Aktivierungssequenz-Leitfähigkeitsverzögerungen, die in 1 gezeigt sind, zu bedingen. Oder es kann ein langes CDW programmiert werden, um die Erfassung der geleiteten Depolarisation und Messung der aktuellen stimulations-ausgelösten oder spontanen Leitungsverzögerung zwischen einem Paar der Rechts- und Links-Herzkammer-Stimulations-/Erfassungselektroden zu ermöglichen. Oder das lange CDW kann in den Fällen programmiert werden, wo eine Leitung zwischen rechten und linken Herzkammern fehlt, um eine höchst verzögerte Abgabe eines Stimulationspulses nach einem erfassten oder stimulierten Ereignis in einer Herzkammer an die andere Herzkammer bereitzustellen, um eine spe zielle therapeutische Taktung bzw. einen Zeitablauf der Depolarisationen der rechten und linken Herzkammer zu erreichen.
  • Es versteht sich jedoch, dass die oben beschriebenen Stimulationssysteme beim Betrieb vereinfacht werden können und sich immer noch an den Vorteilen der Verwendung der GMR-isolierten Stromreplikatoren oder MEMs-hergestellten Isolationstransformatoren, die oben beschrieben sind, erfreuen. Zum Beispiel kann der Stimulationsmodus auf einen verpflichtenden Modus programmiert werden, der nicht das CDW austeaktet, anstelle des oben beschriebenen gehemmtem Modus, wodurch die RHC- und LHC-Stimulationspulse immer simultan oder in einer vorbestimmten Rechts-Zu-Links- oder Links-Zu-Rechts-Sequenz nach einer Stimulationsverzögerung, die von einem vorangehenden Stimulationspuls oder erfassten Ereignis getaktet wird, abgegeben werden. In diesem Fall wird eine einfache Verzögerung oder ein Verzögerungsfenster von einem RHC- oder LHC-Stimulationspuls oder erfassten Ereignis, das typischerweise als A-A Verzögerung (atrial) oder als V-V Verzögerung (ventrikulär) bezeichnet wird, ausgetaktet, das nicht bedingt ist und in der Abgabe eines LHC- bzw. RHC-Stimulationspulses nach dem Zeitablauf resultiert. Deshalb kann sich "Verzögerungsfenster" entweder auf eine solche A-A Verzögerung oder V-V Verzögerung oder die verschiedenen Arten der oben genannten CDWs in den RHC-LHC-Ausführungsformen beziehen.
  • Folglich kann gesehen werden, dass die vorliegende Erfindung in jedes Stimulationssystem implementiert werden kann, dass Stimulation und Erfassung an wenigstens einer ersten und zweiten Stelle in einer einzigen bzw. einzelnen Herzkammer oder aus ausgewählten oberen und unteren, und rechten und linken Herzkammern bereitstellt. In bi-atrialen oder Drei- oder Vier-Kammer-Stimulationssystemen kann die erste Stelle das rechte Atrium oder das linke Atrium und die zweite Stelle das andere Atrium sein. In bi-ventrikulären oder Drei-oder Vier-Kammer-Stimulationssystemen kann die erste Stelle das rechte Ventrikel oder linke Ventrikel und die zweite Stelle das andere Ventrikel sein. In AV-sequentiellen Stimulationssystemen kann die erste Stelle eine atriale Herzkammer oder eine ventrikuläre Herzkammer und die zweite Stelle die andere atriale Herzkammer oder ventrikuläre Herzkammer sein.
  • Obwohl bipolare atriale und/oder ventrikuläre Leitungssysteme in den gezeigten Figuren dargestellt und oben beschrieben sind, versteht es sich, dass die vorliegenden Erfindung mit unipolaren Leitungssystemen verwendet werden kann, die eine einzelne Stimulations-/Erfassungselektrode in den abgebildeten Positionen in oder um die rechten und linken Herzkammern herum und eine entfernte Elektrode 20 aufweisen, die als Teil der äußeren Oberfläche des Gehäuses des IPG 12 aus den 2, 3 und 5 gebildet ist.
  • Darüber hinaus können andere Leitungen und Stimulations/Erfassungselektroden anstelle der abgebildeten Leitungen und Stimulations-/Erfassungselektroden verwendet werden, die geeignet bzw. ausgebildet sind, an Elektrodenstellen an oder in dem RA, LA, RV und LV angeordnet zu werden.

Claims (16)

  1. Schrittmacher- bzw. Stimulationssystem zum Bereitstellen einer Schrittmachung bzw. Stimulation und einer Erfassung an mindestens zwei Stellen im Herz mit: einem ersten Schrittmacher- bzw. Stimulationskanal mit: einer ersten Leitung bzw. Zuleitung (16), die erste Schrittmacher- bzw. Stimulations-/Erfassungselektroden (19, 21) aufweist, die zur Erfassung spontaner kardialer Depolarisationen und zum Bereitstellen bzw. Aufbringen von Schrittmacherpulsen an einer ersten Stelle im Herz angeordnet bzw. anzuordnen sind, um eine evozierte bzw. ausgelöste Depolarisation hiervon zu stimulieren; ersten Erfassungsmitteln (126) zur Erfassung von Herzsignalen, die aus spontanen kardialen Depolarisationen an der ersten Stelle resultieren und zum Bereitstellen eines ersten erfassten Ereignissignals; und ersten Schrittmacherpulsausgabemitteln (134), die auf ein erstes Schrittmachertrigger- bzw. -auslösesignal reagieren, um erste Stellenschrittmacherpulse bzw. Schrittmacherpulse für die erste Stelle an die erste Leitung bereitzustellen, um das Herz an der ersten Stelle durch die ersten Stimulations-/Erfassungselektroden zu stimulieren; einem zweiten Schrittmacherkanal mit: einer zweiten Leitung (22), die zweite Stimulations/Erfassungselektroden (28, 30) aufweist, die zur Erfassung spontaner kardialer Depolarisationen und zum Bereitstellen von Schrittmacherpulsen an einer zweiten Stelle im Herz angeordnet bzw. anzuordnen sind, um eine evozierte Depolarisation hiervon zu stimulieren; zweiten Erfassungsmitteln (226) zur Erfassung von Herzsignalen, die aus spontanen kardialen Depolarisationen an der zweiten Stelle resultieren und zum Bereitstellen eines zweiten erfassten Ereignissignals; und zweiten Schrittmacherpulsausgabemitteln (234), die auf ein zweites Schrittmachertriggersignal reagieren, um zweite Stellenschrittmacherpulse bzw. Schrittmacherpulse für die zweite Stelle an die zweite Leitung bereitzustellen, um das Herz an der zweiten Stelle durch die zweiten Schrittmacher/Erfassenselektroden zu stimulieren; und Taktgeber- und Steuerungsmittel (120) zum Ermöglichen der Erfassung durch erste und zweite Erfassungsmittel und zum Betreiben der ersten und zweiten Schrittmacherpulsausgabemittel, um Schrittmacherpulse an der ersten und zweiten Stelle wahlweise bereitzustellen, wobei Leckstrompfade in der Schrittmacherschaltung zwischen den ersten und zweiten Schrittmacherkanälen vorhanden sind, und wenigstens einer der ersten und zweiten Schrittmacherkanäle ein isolierter Schrittmacherkanal ist, der ferner monolithische Isolationsschaltungsmittel aufweist, die eine Ausgangsstromschleife, die mit den Stimulations-/Erfassungselektroden des Schrittmacherkanals gekoppelt ist, und eine Eingangsstromschleife, die mit den Erfassungsmitteln des Schrittmacherkanals gekoppelt ist, aufweisen, wobei die Eingangs- und Ausgangsstromschleifen als integrierte Schaltungsleiter bzw. -adern ausgebildet sind, die voneinander isoliert sind, wodurch die kardialen Depolarisationssignale an die Ausgangsstromschleife von den Stimulations/Erfassungselektroden, die damit gekoppelt sind, geleitet und in der Eingangsstromschleife repliziert werden, und die Ausgangsstromschleife, die mit den Stimulations/Erfassungselektroden gekoppelt ist, von dem Leckstrompfad isoliert ist bzw. wird, um die Übertragung von Leckströmen in die Ausgangsstromschleife zu verhindern.
  2. Schrittmachersystem nach Anspruch 1, wobei die Taktgeber- und Steuerungsmittel ferner aufweisen: Ausgabe- bzw. Escape-Intervall-Taktgebermittel (120) zur Taktung eines Schrittmacher-Escape-Intervalls von einem ersten Schrittmachertriggersignal oder einem ersten erfassten Ereignissignal; Mittel zur Erzeugung des ersten Schrittmachertriggersignals auf einen Time-Out bzw. ein Ablaufen der Schrittmacherausgabe hin, um dadurch eine Basisschrittmacherrate bzw. -frequenz zum Schrittmachen bzw. Stimulieren der ersten Stelle in Abwesenheit eines ersten erfassten Ereignissignals während des Time-Out des Schrittmacher-Escape-Intervalls bereitzustellen; Verzögerungstaktgebermittel, die auf den Time-Out des Schrittmacher-Escape-Intervalls oder auf das Erfassen des ersten erfassten Ereignissignals vor einem Time-Out des Schrittmacher-Escape-Intervalls reagieren, zum Einleiten der Taktung eines Verzögerungsfensters; und Mittel zum Erzeugen des zweiten Herzschrittmachertriggersignals beim Time-Out des Verzögerungsfensters.
  3. Schrittmachersystem nach Anspruch 1, wobei der isolierte Schrittmacherkanal ferner Abschaltemittel aufweist, die zwischen der Eingangsstromschleife und den Eingängen der Erfassungsmittel eingefügt sind, die ausgebildet sind, um die Eingangsstromschleife von den Erfassungsmitteleingängen während einer Abschalteperiode abzukoppeln, die wenigstens die Dauer der Abgabe der ersten Schrittmacherpulse oder der zweiten Schrittmacherpulse umfasst.
  4. Schrittmachersystem nach Anspruch 1, wobei die Schrittmacherpulsausgabemittel des isolierten Schrittmacherkanals mit der Eingangsstromschleife gekoppelt sind, wodurch ein Schrittmacherpuls, der von den Schrittmacherpulsausgabemitteln erzeugt wird, die damit gekoppelt sind, in der Ausgangsstromschleife repliziert wird und an die Stimulations-/Erfassungselektroden, die mit der Ausgangsstromschleife gekoppelt sind, angelegt wird.
  5. Schrittmachersystem nach Anspruch 4, wobei: die Eingangsstromschleife ausgebildet ist aus einem einen Eingangsstrom tragenden Leiter auf einem integrierten Schaltungssubstrat, das eine ein Magnetfeld induzierende Spule aufweist; und die Ausgangsstromschleife gebildet ist aus einem einen Ausgangsstrom tragenden Leiter auf dem integrierten Schaltungssubstrat; und der ferner aufweist: wenigstens einen giant-magneto-resistiven (GMR) Widerstand, der bzgl. des und elektrisch isoliert von dem einen Eingangsstrom tragenden Leiter aufgestellt bzw. positioniert ist, der einen ersten Widerstandswert in Abwesenheit eines Eingangsstromsignals, das an den einen Eingangsstrom tragenden Leiter angelegt ist, und einen zweiten Widerstandswert, wenn ein Eingangsstromsignal an den einen Eingangsstrom tragenden Leiter angelegt ist, aufweist; und Replikationsschaltungsmittel, die mit dem wenigstens einen giant-magneto-resistiven Widerstand und dem einen Ausgangsstrom tragenden Leiter gekoppelt sind, zur Replizierung des Schrittmacherpulses, der an die Eingangsstromschleife angelegt ist, um den Schrittmacherpuls in der Ausgangsstromschleife zu bilden, wenn sich der magneto-resistive Widerstand im Widerstandswert durch den angelegen Schrittmacherpuls ändert.
  6. Schrittmachersystem nach Anspruch 5, wobei die Replikationsschaltungsmittel einen Operationsverstärker aufweisen, der einen Verstärkereingang, der mit dem giant-magneto-resistiven Widerstand gekoppelt ist, und einen Verstärkerausgang, der mit der einen Ausgangsstrom tragenden Schleife gekoppelt ist, aufweist.
  7. Schrittmachersystem nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei: die Eingangsstromschleife aus einem einen Eingangsstrom tragenden Leiter auf einem integrierten Schaltungssubstrat gebildet ist, der erste und zweite ein magnetisches Feld induzierende Spulen einschließt, die erste und zweite magnetische Felder erzeugen, wenn ein Strom in bzw. an den einen Eingangsstrom tragenden Leiter induziert bzw. angelegt wird; und die Ausgangsstromschleife aus einem zweiten einen Strom tragenden Leiter auf dem integrierten Schaltungssubstrat gebildet ist, der dritte und vierte ein magnetisches Feld induzierende Spulen einschließt, die dritte und vierte magnetische Felder erzeugen, wenn ein Strom in bzw. an den einen Ausgangsstrom tragenden Leiter induziert bzw. angelegt wird; und ferner eine Brückenschaltung aufweist mit: einem Operationsverstärker, der auf der integrierten Schaltung ausgebildet ist, der erste und zweite Verstärkereingänge und Verstärkerausgänge aufweist, die mit der Ausgangsstromschleife gekoppelt sind; ersten, zweiten, dritten und vierten giant-magnetoresistiven Widerständen, die bzgl. zu und elektrisch isoliert von den ersten, zweiten, dritten bzw. vierten ein magnetisches Feld induzierenden Spulen aufgestellt sind, wobei jeweils jeder giant-magneto-resistive Widerstand einen ersten Widerstandswert in Abwesenheit eines angelegten Magnetfeldes und einen zweiten Widerstandswert, wenn er einem Magnetfeld ausgesetzt ist, das durch einen Strom erzeugt wird, der durch eine ein magnetisches Feld induzierende Spule angelegt ist, aufweist; und Mitteln zur Kopplung der ersten, zweiten, dritten und vierten giant-magneto-resistiven Widerstände mit einer Stromquelle und über die Eingänge des Operationsverstärkers in einer Brückenschaltung, so dass der Operationsverstärker auf einen Schrittmacherpuls reagiert, der an den einen Eingangsstrom tragenden Leiter angelegt ist, um den Schrittmacherpuls im einen bzw. einem Ausgangsstrom tragenden Leiter zu replizieren, wenn die ersten und zweiten magneto-resistiven Widerstände, die mit den ersten und zweiten Operationsverstärkereingängen gekoppelt sind, im Widerstandswert durch den Schrittmacherpulsstrom verändert werden, und der Operationsverstärker auf ein kardiales Depolarisationssignal auf dem einen Ausgangsstrom tragenden Leiter reagiert, um das kardiale Depolarisationssignal in der Eingangsstromschleife zu replizieren, wenn die dritten und vierten magnetoresistiven Widerstände, die mit den ersten und zweiten Operationsverstärkereingängen gekoppelt sind, im Widerstandswert durch den kardialen Depolarisationsstrom verändert werden.
  8. Schrittmachersystem nach Anspruch 1, wobei: die Eingangsstromschleife aus einem einen Eingangsstrom tragenden Leiter auf einem integrierten Schaltungssubstrat, der eine ein magnetisches Feld induzierende Spule aufweist, gebildet ist; wenigstens ein giant-magneto-resistiver Widerstand bzgl. zu und elektrisch isoliert von dem einen Eingangsstrom tragenden Leiter aufgestellt ist, der einen ersten Widerstandswert in Abwesenheit eines Eingangsstromsignals und einen zweiten Widerstandswert, wenn ein Eingangsstromsignal an den einen Eingangsstrom tragenden Leiter angelegt ist, aufweist; die Ausgangsstromschleife aus einem einen Ausgangsstrom tragenden Leiter auf dem integrierten Schaltungssubstrat gebildet ist; und ferner mit Replikationsschaltungsmitteln, die mit dem wenigstens einen giant-magneto-resistiven Widerstand und den einen Eingangs- und einen Ausgangsstrom tragenden Leitern gekoppelt ist, zur Replizierung eines kardialen Depolarisationssignals, das in der Ausgangsstromschleife auf die Eingangsstromschleife hin erscheint, wenn der magneto-resistive Widerstand im Widerstandswert durch das Eingangsstromsignal verändert wird.
  9. Schrittmachersystem nach Anspruch 7 oder 8, wobei der isolierte Schrittmacherkanal ferner Abschaltemittel aufweist, die zwischen die Eingangsstromschleife und die Eingänge der Erfassungsmittel eingefügt sind, die ausgebildet sind, um die Eingangsstromschleife von den Erfassungsmitteleingängen während einer Abschalteperiode abzukoppeln, die wenigstens die Dauer der Abgabe der ersten Schrittmacherpulse oder der zweiten Schrittmacherpulse umfasst.
  10. Schrittmachersystem nach Anspruch 8, wobei die Replikationsschaltungsmittel einen Operationsverstärker aufweisen, der einen Verstärkereingang, der mit dem giant-magneto-resistiven Widerstand gekoppelt ist, und einen Verstärkerausgang, der mit der einen Ausgangsstrom tragenden Schleife gekoppelt ist, aufweist.
  11. Schrittmachersystem nach Anspruch 1, wobei die erste Stelle eine von einer ersten Herzkammer und einer zweiten Herzkammer und die zweite Stelle die andere von der ersten und zweiten Herzkammer ist.
  12. Schrittmachersystem nach Anspruch 1, wobei die erste Stelle eine vom rechten Atrium und vom linken Atrium und die zweite Stelle die andere vom rechten Atrium und vom linken Atrium ist.
  13. Schrittmachersystem nach Anspruch 1, wobei die erste Stelle eine vom rechten Ventrikel und linken Ventrikel und die zweite Stelle die andere vom rechten Ventrikel und vom linken Ventrikel ist.
  14. Schrittmachersystem nach Anspruch 1, wobei die erste Stelle eine von einer atrialen Herzkammer und einer ventrikulären Herzkammer und die zweite Stelle die andere von der atrialen Herzkammer und der ventrikulären Herzkammer ist.
  15. Schrittmachersystem nach Anspruch 1, wobei die monolithischen Isolationsschaltungsmittel aus einem mikromechanisch hergestellten (MEMS) Isolationswandler gebildet sind, der Eingangs- und Ausgangsspulen mit wenig Verlust aufweist, die durch eine Isolationsschicht getrennt sind, die die Eingangsspule von der Ausgangsspule isoliert.
  16. Schrittmachersystem nach Anspruch 15, wobei der isolierte Schrittmacherkanal ferner Abschaltemittel aufweist, die zwischen der Ausgangsspule mit wenig Verlust und den Eingängen der Erfassungsmittel eingefügt sind, die ausgebildet sind, um die Ausgangsstromschleife von den Erfassungsmitteleingängen während einer Abschalteperiode abzukoppeln, die wenigstens die Dauer der Bereitstellung des ersten Schrittmacherpulses oder des zweiten Schrittmacherpulses umfasst.
DE60202957T 2001-07-30 2002-06-19 Reizungskanaltrennung in mehrstellen-herzschrittmachersystemen Expired - Lifetime DE60202957T2 (de)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US09/918,225 US6711437B2 (en) 2001-07-30 2001-07-30 Pacing channel isolation in multi-site cardiac pacing systems
US918225 2001-07-30
PCT/US2002/019742 WO2003011389A2 (en) 2001-07-30 2002-06-19 Pacing channel isolation in multi-site cardiac pacing systems

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE60202957D1 DE60202957D1 (de) 2005-03-17
DE60202957T2 true DE60202957T2 (de) 2006-03-30

Family

ID=25440018

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE60202957T Expired - Lifetime DE60202957T2 (de) 2001-07-30 2002-06-19 Reizungskanaltrennung in mehrstellen-herzschrittmachersystemen

Country Status (7)

Country Link
US (1) US6711437B2 (de)
EP (1) EP1412025B1 (de)
JP (1) JP2004536677A (de)
AT (1) ATE288778T1 (de)
CA (1) CA2455895A1 (de)
DE (1) DE60202957T2 (de)
WO (1) WO2003011389A2 (de)

Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7231249B2 (en) 2003-07-24 2007-06-12 Mirowski Family Ventures, L.L.C. Methods, apparatus, and systems for multiple stimulation from a single stimulator
US7181281B1 (en) 2003-10-08 2007-02-20 Pacesetter, Inc. ICD using MEMS for optimal therapy
US20060041279A1 (en) * 2004-08-18 2006-02-23 Yinghong Yu Detection and treatment of prolonged inter-atrial delay in cardiac resynchronization patients
US20060063964A1 (en) * 2004-08-20 2006-03-23 Massen Richard J Micro electromechanical machine-based ventricular assist apparatus
WO2006129417A1 (ja) * 2005-06-03 2006-12-07 Niigata University 心臓ペースメーカー及び心臓ペーシング法
US7899538B2 (en) * 2006-04-18 2011-03-01 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for automatically tracking heart failure status
EP2414037B1 (de) * 2009-03-31 2015-10-28 St. Jude Medical AB Ladungsgleichgewicht ermöglichende implantierte herzstimulationsvorrichtung nach einer stimulationssequenz
US8478423B2 (en) 2009-04-07 2013-07-02 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Insulator layers for leads of implantable electric stimulation systems and methods of making and using
US9956413B2 (en) 2012-10-11 2018-05-01 Pacesetter, Inc. Systems and methods for packed pacing using bifurcated pacing pulses of opposing polarity generated by an implantable medical device
US9037234B2 (en) 2013-07-25 2015-05-19 Pacesetter, Inc. Implantable cardiac stimulation devices, and methods of use therewith, that use assignable pace return capacitors
US9694191B2 (en) 2015-03-24 2017-07-04 Medtronic, Inc. Techniques for minimizing current drain in an implantable medical device

Family Cites Families (36)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3766413A (en) 1969-12-15 1973-10-16 American Optical Corp Rate discrimination circuit
US3835865A (en) 1970-07-10 1974-09-17 Gen Electric Body organ stimulator
US3757791A (en) 1971-12-30 1973-09-11 American Optical Corp Synchronized atrial and ventricular pacer and timing circuitry therefor
US3814106A (en) 1972-04-14 1974-06-04 American Optical Corp Atrial and ventricular pacer having independent rate controls and means to maintain a constant av delay
US4170999A (en) 1977-08-19 1979-10-16 Biotronik Mess- Und Therapiegerate Gmbh & Co. Demand pacer having reduced recovery time
US4476868A (en) 1978-11-06 1984-10-16 Medtronic, Inc. Body stimulator output circuit
US4275737A (en) 1978-11-06 1981-06-30 Medtronic, Inc. Demand cardiac pacemaker having reduced polarity disparity
US4310000A (en) 1980-01-23 1982-01-12 Medtronic, Inc. Implantable pulse generator having separate passive sensing reference electrode
US4649931A (en) 1981-03-02 1987-03-17 Medtronic, Inc. Sampled data sense amplifier
US4379459A (en) 1981-04-09 1983-04-12 Medtronic, Inc. Cardiac pacemaker sense amplifier
US4406286A (en) 1981-04-09 1983-09-27 Medtronic, Inc. Fast recharge output circuit
US4498478A (en) 1982-09-13 1985-02-12 Medtronic, Inc. Apparatus for reducing polarization potentials in a pacemaker
US4726380A (en) 1983-10-17 1988-02-23 Telectronics, N.V. Implantable cardiac pacer with discontinuous microprocessor, programmable antitachycardia mechanisms and patient data telemetry
CA1290813C (en) 1985-08-12 1991-10-15 Michael B. Sweeney Pacemaker for detecting and terminating a tachycardia
US4800883A (en) 1986-04-02 1989-01-31 Intermedics, Inc. Apparatus for generating multiphasic defibrillation pulse waveform
GB8612659D0 (en) 1986-05-23 1986-07-02 Coventry City Council Cardiac pacemaker circuit
US4830006B1 (en) 1986-06-17 1997-10-28 Intermedics Inc Implantable cardiac stimulator for detection and treatment of ventricular arrhythmias
US4953551A (en) 1987-01-14 1990-09-04 Medtronic, Inc. Method of defibrillating a heart
US4850357A (en) 1988-01-12 1989-07-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Biphasic pulse generator for an implantable defibrillator
US4998531A (en) 1990-03-28 1991-03-12 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable N-phasic defibrillator output bridge circuit
US5156149A (en) 1990-08-10 1992-10-20 Medtronic, Inc. Sensor for detecting cardiac depolarizations particularly adapted for use in a cardiac pacemaker
US5117824A (en) 1990-11-14 1992-06-02 Medtronic, Inc. Apparatus for monitoring electrical physiologic signals
US5163427A (en) 1990-11-14 1992-11-17 Medtronic, Inc. Apparatus for delivering single and multiple cardioversion and defibrillation pulses
US5433729A (en) 1991-04-12 1995-07-18 Incontrol, Inc. Atrial defibrillator, lead systems, and method
US5178140A (en) 1991-09-05 1993-01-12 Telectronics Pacing Systems, Inc. Implantable medical devices employing capacitive control of high voltage switches
US5265588A (en) 1992-01-15 1993-11-30 Medtronic, Inc. VCO driven flyback converter for implantable cardoverter/defibrillator
US5292338A (en) 1992-07-30 1994-03-08 Medtronic, Inc. Atrial defibrillator employing transvenous and subcutaneous electrodes and method of use
US5722998A (en) 1995-06-07 1998-03-03 Intermedics, Inc. Apparatus and method for the control of an implantable medical device
US5929636A (en) 1996-05-02 1999-07-27 Integrated Magnetoelectronics All-metal giant magnetoresistive solid-state component
US5831426A (en) 1996-08-16 1998-11-03 Nonvolatile Electronics, Incorporated Magnetic current sensor
US5836981A (en) 1997-01-17 1998-11-17 Paceseter, Inc. Pacemaker circuit and associated methods for generating electrical stimulation signals
US6054780A (en) 1997-10-23 2000-04-25 Analog Devices, Inc. Magnetically coupled signal isolator using a Faraday shielded MR or GMR receiving element
US5902324A (en) * 1998-04-28 1999-05-11 Medtronic, Inc. Bi-atrial and/or bi-ventricular sequential cardiac pacing systems
US6122545A (en) 1998-04-28 2000-09-19 Medtronic, Inc. Multiple channel sequential cardiac pacing method
US6101417A (en) 1998-05-12 2000-08-08 Pacesetter, Inc. Implantable electrical device incorporating a magnetoresistive magnetic field sensor
US6087882A (en) 1998-12-04 2000-07-11 Analog Devices, Inc. Ultra-low power magnetically coupled digital isolator using spin valve resistors

Also Published As

Publication number Publication date
JP2004536677A (ja) 2004-12-09
US20030023280A1 (en) 2003-01-30
DE60202957D1 (de) 2005-03-17
EP1412025A2 (de) 2004-04-28
WO2003011389A2 (en) 2003-02-13
ATE288778T1 (de) 2005-02-15
EP1412025B1 (de) 2005-02-09
WO2003011389A3 (en) 2003-05-01
CA2455895A1 (en) 2003-02-13
US6711437B2 (en) 2004-03-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE60223836T2 (de) System für bi-ventrikuläres gleichzeitiges schrittmachen
DE60017540T2 (de) Mehr-herzbereiche reizungssystem mit bedingter refraktärer periode
DE69836990T2 (de) Vierkammer-Herzschrittmachersystem zur Optimierung des Herzzeitvolumens
DE60018898T2 (de) Av-synchrones herzschrittmachersystem zur reizung an mehreren ventrikulären orten, ausgelöst durch ein während der av- verzögerung wahrgenommenes ventrikuläres ereignis
DE60114507T2 (de) Verfahren und Vorrichtung zur biventrikulären Stimulation und zur Überwachung des Einfanges
DE60319113T2 (de) Herzschrittmacher mit Stimulation vom Typ ADI-R
DE69936197T2 (de) Sequentielle mehrkanal-herzreizungssysteme
DE60221186T2 (de) Zweikammer-Herzschrittmachersystem mit einer dynamisch angepassten Interpulse-Verzögerung
DE69930570T2 (de) Zweistellen-Herzschrittmachersystem mit automatischer Pulsausgangseinstellung
EP0063097B1 (de) Herzschrittmacher
DE69704170T2 (de) Leitungsimpedanzmessungssystem für kardiovertier/defibrillator
DE60220751T2 (de) Herzschrittmacher mit verbesserter Einfangsbestätigung
DE69633538T2 (de) Verbesserte Oberfrequenz-Ansprechverhalten eines implantierbaren Herzschrittmachers basierend auf einer Vorhofverriegelungsintervall-Schrittmacherfunktion
DE69826530T2 (de) Anti-arrhytmischer vorhofsschrittmacher
DE69214793T2 (de) Stimulation der post-extrasystolischen potenzierung mit einer rückkopplung durch eine physiologische meszsonde
DE69530056T2 (de) Automatische Schwellwertbestimmung in einem implantierbaren Herzschrittmacher
DE69527570T2 (de) Zweikammer-Herzschrittmacher mit gezwungener atro-ventrikulären Synchronität
DE69120996T2 (de) System zur automatischen Kompensation der Vorhofsleitungszeit in einem programmierbaren Herzschrittmacher
DE60208286T2 (de) Mehrkammer Herzschrittmacher mit automatischer Fangverifikation zur Reduzierung von echten und durch die Austastzeit induzierten Nichterfassungen, und entsprechendes Verfahren
US9345882B2 (en) Implantable medical device voltage divider circuit for mitigating electromagnetic interference
DE10120310A1 (de) Verfahren und System zum Stimulieren eines Herzens eines Säugetiers
DE60029547T2 (de) Aktive implantierbare medizinische Vorrichtung, insbesondere mehrstelliger Herzstimulator, Defibrillator und/oder Kardiovertierer, mit Mitteln zur Detektion induzierter Tachykardien
DE3587786T2 (de) Messung des herzschlagintervalls eines stimulierten herzes, sich anpassender herzschrittmacher und betriebsart.
DE60130132T2 (de) Verfahren und system zur messung einer quellenimpedanz mindestens eines elektronischen herzsignals eines säugetiers
US8886319B2 (en) MRI signal filtering for implantable medical device

Legal Events

Date Code Title Description
8364 No opposition during term of opposition
8328 Change in the person/name/address of the agent

Representative=s name: KUDLEK & GRUNERT PATENTANWAELTE PARTNERSCHAFT, 803