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Gebiet der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung ist auf eine für den Einsatz in Schrittmachern,
Kardiovertern, Defibrillatoren und dergleichen geeignete Herzleitung,
wie auch auf eine Schaltung für
die Verwendung einer solchen Leitung zum Erfassen von Herzrhythmusabnormalitäten, wie
eine Fibrillation und eine Tachykardie gerichtet.
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Beschreibung des Standes der
Technik
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Eine
Herzleitung weist typischerweise ein proximales Ende mit einem Verbinder
auf, der für
die elektrische und mechanische Verbindung zu einer Herzunterstützungsvorrichtung,
wie einen Schrittmacher, Kardioverter oder Defibrillator ausgelegt
ist, sowie ein entgegengesetztes distales Ende, an dem eine oder
mehrere Elektrode(n) angeordnet ist/sind. Zwischen dem distalen
und dem proximalen Ende weist die Leitung eine flexible isolierende
Hülle bzw. einen
Mantel auf, der einen oder mehrere Leiter, abhängig von der Anzahl der Elektroden
enthält.
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Die
Elektroden sind freigelegte leitende Oberflächen am distalen Ende der Leitung.
Konventionelle Elektrodenkonfigurationen umfassen eine unipolare
Konfiguration und eine bipolare Konfiguration. Bei einer unipolaren
Konfiguration befindet sich am distalen Ende nur eine Elektrode,
typischerweise eine Halbkugel, welche die distale Spitze bedeckt. Typischerweise
wird das Gehäuse
der Herzunterstützungsvorrichtung
oder ein Teil desselben als indifferente Elektrode bzw. Rückführelektrode
benutzt. Eine bipolare Leitung weist zwei Elektrodenflächen auf, die
voneinander durch einen kleinen Zwischenraum getrennt sind. Typischerweise
ist eine dieser Elektroden als halbkugelförmige Elektrode an der distalen Spitze
der Leitung ausgebildet und die andere ist eine die Hülle ringförmig umgebende
Ringelektrode, welche mit kleinem Abstand hinter der Spitzenelektrode
liegt.
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Bei
den meisten modernen Herzunterstützungsvorrichtungen
wird die Elektrodenleitung nicht nur dazu benutzt, eine geeignete
Herzunterstützung in
Form von elektrischen Impulsen zu liefern, sondern auch dazu, die
Herzaktivität
zu detektieren. Die Detektion der Herzaktivität kann mehreren Zwecken dienen,
wie für
den Einsatz bei der Bestimmung, ob Einstellungen für die Herzunterstützungsbehandlung erforderlich
sind, wie auch zum Identifizieren von Herzrhythmusabnormalitäten, wie
des Auftretens einer Tachykardie oder Fibrillation, die eine sofortige präventive
Aktion notwendig machen können.
Insbesondere im Falle eines Kardioverters oder eines Defibrillators,
welcher normalerweise passiv ist, wenn nicht und bis eine Tachykardie
oder Fibrillation detektiert wird, ist es wichtig, nicht nur zuverlässig eine
Tachykardie oder Fibrillation zu detektieren, wenn sie auftritt,
sondern es ist auch wichtig, eine Herzrhythmusabnormalität, die kein
Notfall ist, nicht irrtümlich als
Tachykardie oder Fibrillation zu identifizieren, da das Applizieren
der Notfallanwendung bei einem gesunden Herz möglicherweise eine Notfallsituation
erzeugt, wo keine existiert. Darüber
hinaus verursacht wenigstens im Falle eines Defibrillators ein unnötiges Auslösen der
extrem starken Defibrillationsenergie beim Patienten ein beträchtlichen
Unbehagen.
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Im
US-Patent Nr. 5,306,292 ist
eine Elektrodenleitung für
einen Herzschrittmacher beschrieben, welche eine distale Spitze
mit einer Anzahl von eng beabstandeten Elektroden auf diese Spitze
aufweist, wobei der Rest der halbkugelförmigen Oberfläche der
distalen Elektrodenspitze nicht leitend ist. Eine Schaltung in dem
Schrittmachergehäuse,
die mit den betreffenden Elektroden über das Elektrodenleitungskabel
verbunden ist, erlaubt es, dass die gesamte leitende Fläche und
Geometrie der distalen Spitze der Elektrodenleitung selektiv variiert
wird, indem die Elektroden in verschiedenen Kombinationen aktiviert
werden. Zum Beispiel kann durch eine Autocapture-Einheit die Kombination von Elektroden
(d. h. von leitenden Oberflächen)
an der Elektrodenspitze bestimmt werden, die die niedrigste Stimulationsschwelle
liefert, so dass der Energieverbrauch reduziert werden kann.
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Es
sind viele Algorithmen zum Analysieren der mit unipolaren und bipolaren
Leitungen erhaltenen detektierten Signalwellenformen bekannt. Eine Bedingung
für ein
geeignetes Funktionieren der meisten dieser Algorithmen ist es,
dass das Signal, welches in den Algorithmus eingeht, relativ rauschfrei ist.
Das detektierte Signal kann in seiner Rohform durch Störungen verdorben
sein, die durch elektromagnetische Interferenzen in der Umgebung
des Patienten erzeugt werden, wie auch durch Muskelaktivität. Solche
Störungen
können
beispielsweise speziell im Falle einer unipolaren Leitung, aber
auch zu einem bestimmten Ausmaß bei
einer bipolaren Leitung ein Fibrillationsmuster imitieren.
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Konventionelle
Störsignalentfernungstechniken
umfassen Filterung und andere Arten von Signalbearbeitungsprozeduren.
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Nachdem
das eintreffende Signal angemessen rauschfrei gemacht worden ist,
analysieren konventionelle Detektionsalgorithmen das Signal durch Vornahme
eines oder mehrerer Schwellen- Wertvergleiche
und/oder durch Analysieren der Rate des Auftretens einer bestimmten
Charakteristik des Signals (d. h. Maxima, Minima, Nulldurchgänge etc.) über eine
vorgegebene Zeitperiode. Ein Vergleich der Signalwellenform mit
gespeicherten Signalschablonen, die jeweils zuvor erhaltene abnormale
Signale repräsentieren,
ist ebenfalls eine bekannte Technik. Auf diese Weise wird eine Bestimmung
im Hinblick darauf durchgeführt,
ob das eintreffende Signal einen normalen Sinusrhythmus, eine PVC
(vorzeitige ventrikuläre
Kontraktion), eine Tachykardie, eine atriale Fibrillation, eine
ventrikuläre
Fibrillation, etc. repräsentiert.
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Das
Dokument
US 6,152,882 beschreibt eine
implantierbare Vorrichtung mit einer Multielektrodenspitze gemäß dem Oberbegriff
von Anspruch 1.
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ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Es
ist ein Ziel der vorliegenden Erfindung, eine Schaltung zum Analysieren
von Signalen, die durch eine Herzleitung mit eine Multielektrodenspitze erhalten
worden sind, verfügbar
zu machen, um Herzabnormitäten
zu detektieren, so dass Abhilfe schaffende Maßnahmen vorgenommen werden
können.
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Das
obige Ziel wird gemäß der technischen Lehre
der beigefügten
Ansprüche
erreicht. Gemäß der Schaltung
der Erfindung zum Analysieren von unipolaren Signalen die jeweils
von punktförmigen Elektroden
erhalten worden sind, welche an der distalen Spitze einer Herzleitung
angeordnet sind, welche in gleichzeitigem Kontakt mit den Herzgewebe stehen,
werden zeitbezogene Unterschiede zwischen zwei oder mehreren der
unipolaren Signale analysiert und das Ergebnis dieser Analyse wird
dazu benutzt, um festzustellen, ob eine Herzrhythmusabnormalität existiert.
Diese zeitbezogenen Differenzen, die durch die unipolaren Signale
von den punktförmigen
Elektroden dargestellt werden, entstehen, weil selbst wenn die Elektroden
sehr nahe beieinander liegen, die Geschwindigkeit der Depolarisation des
Herzgewebes verglichen zu diesem Abstand nicht vernachlässigbar
ist. Für
einen speziellen Patienten und eine spezielle Stelle der Multipunkt-Leitung
tritt zwischen den unipolaren Signalen bei jedem Herzschlag während des
normalen Sinusrhythmus die selbe Zeitdifferenz auf. Während einer
Tachykardie oder Fibrillation sind Geschwindigkeit und Richtung
der sich fortpflanzenden Depolarisation verschieden und es entsteht
ein anderes Zeitdifferenzmuster.
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Die
entsprechenden unipolaren Signale aus den punktförmigen Elektroden zeigen jeweils
eine Morphologie, die von Elektrode zu Elektrode identisch ist.
Die Tatsache, dass die Morphologien der betreffenden unipolaren
Signale virtuell identisch sind, wird dazu ausgenutzt, um die Zeitverschiebung
oder Zeitversetzung eines unipolaren Signals gegenüber den
anderen zu identifizieren. Bei einer Ausführungsform wird diese Zeitversetzung
dazu benutzt, ein verzögertes
Differenzsignal zu erzeugen, welches während des normalen Sinusrhythmus
Null oder nahezu Null ist, während
einer Tachykardie oder Fibrillation infolge einer verschiedenen
Depolarisationsgeschwindigkeit und Richtung aber eine höhere Amplitude
aufweist. Falls und wenn die Amplitude des verzögerten Differenzsignals, sei
es gefiltert oder nicht, einen Schwellenwert überschreitet, wird eine Herzrhythmusabnormalität angezeigt.
Bei einer weiteren Version der ersten Ausführungsform der erfindungsgemäßen Schaltung
werden zwei oder mehr unipolare Signale miteinander korreliert.
Da wiederum die Morphologien von zwei Signalen, abgesehen von der Zeitverschiebung,
mehr oder weniger identisch sind, kann die Zeitverzögerung zwischen
den Signalen leicht unter Verwendung beispielsweise der Korrelation
bestimmt werden. Wenn diese Zeitdifferenz, wie sie durch diese Analyse
bestimmt wird, zu weit von dem abweicht, was als normal angesehen
wird, wird dies als eine Anzeige dafür genommen, dass eine Herzrhythmusabnormalität vorliegt.
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Für einen
bestimmten Patienten können
der absolute Wert und die Zeitverschiebung identifiziert und gespeichert
werden, welche jeweils kennzeichnend für eine Tachykardie und Fibrillation
sind, so dass die beiden durch Analyse der Zeitversetzung voneinander
unterschieden werden können
und somit kann ein geeignetes Signal ausgegeben werden, um verschiedene
Arten von geeigneten Abhilfe schaffenden Maßnahmen einzuleiten. Ähnlich können verschiedene
Werte für
das Korrelationsergebnis erhalten und gespeichert werden, die jeweils
kennzeichnend für
eine Tachykardie oder Fibrillation sind.
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Bei
einer dritten Version der ersten Ausführungsform bildet die Sequenz
des Eintreffens der unipolaren Signale an den betreffenden punktförmigen Elektroden
ein Muster und es wird abhängig
von diesem Muster die Existenz und/oder der Typ der Herzrhythmusabnormalität identifiziert.
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Bei
einer weiteren Ausführungsform
der erfindungsgemäßen Schaltung
werden die unipolaren Signale über
eine Telemetrieverbindung durch einen Arzt überprüft, der eine externe Programmiervorrichtung
betätigt
und der Arzt wählt
einen Herzschlag aus, von dem er glaubt, dass er am besten einen
speziellen Typ der Herzaktivität
einschließlich
verschiedener Arten einer Herzab normalität repräsentiert. Das Muster der Sequenz
der ausgewählten
unipolaren Signalerfassungen wird als Schablone gespeichert und
nachfolgend erhaltene, unipolare Signaldetektionen, wie sie während der
täglichen
Aktivität
des Patienten auftreten, werden mit der gespeicherten Schablone,
beispielsweise durch die Vornahme einer Mustererkennung, verglichen.
Abhängig
von der Ähnlichkeit
nachfolgender unipolarer Signale mit der gespeicherten Schablone
wird das Vorhandensein einer Herzrhythmusabnormalität detektiert.
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Die
punktförmigen
Elektroden der Herzleitung sind individuell aus leitendem Material
gebildet, und an der Oberfläche
der distalen Spitze der Leitung durch elektrisch isolierendes Material
getrennt. Die Anordnung der Elektrodenpunkte kann einen zentral angeordneten
Elektrodenpunkt mit einer Anzahl weiterer Elektrodenpunkte umfassen,
die ringförmig
um den zentral angeordneten Punkt positioniert sind. Die ringförmig positionierten
Elektrodenpunkte können an
radial symmetrischen Positionen relativ zum zentral angeordneten
Punkt positioniert sein.
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Die
multiplen Punkte produzieren jeweils Signale, die Merkmale aufweisen,
welche von Punkt zu Punkt geringfügig in der Zeit versetzt sind,
so dass eine Analyse dieser Signale durch Überwachen der betreffenden
Versetzungen vorgenommen werden kann. Die Versetzungen werden repräsentiert
durch relativ leicht erkennbare Wellenformmerkmale wie Maxima, Minima
oder maximale Flankensteilheit.
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Jeder
Elektrodenpunkt hat vorzugsweise einen Durchmesser von 0,5 mm, wobei
der Rand-zu-Rand-Abstand
zwischen den jeweiligen Punkten nahezu gleich ist. Eine Herzzelle
ist etwa 0.02 mm breit und annähernd
0,1 mm lang. Dies bedeutet, dass ein Elektrodenpunkt eine große Anzahl von
Herzzellen bedeckt. Wenn eine sich ausbreitende Wellenfront die
multiplen Punkte passiert, werden die gekoppelten Herzzellen in
der Reihenfolge aktiviert. Dies bedeutet, dass die durch die jeweilige Punktelektrode
in einer unipolaren Weise registrierten Signale ähnliche Impulsformen (Wellenformen) „sehen" aber mit kleinen
Zeitversetzungen von Punkt zu Punkt. Während einer normalen Wellenausbreitung
folgen die Herzzellenerregungen einem relativ synchronen und koordinierten
Muster. Während
einer Fibrillation ist ein solches Muster jedoch nicht vorhanden.
Selbst für
den kleinen Bereich, der in Kontakt mit der distalen Spitze der
Leitung steht, wird durch die betreffenden Punkt eine desorganisierte
elektrische Aktivität
registriert. Durch Erhalten individueller Signale für jeden
Elektrodenpunkt und darauffolgendes Analysieren dieser Signale als
Gruppe können Schlussfolgerungen
darüber
gezogen werden, ob eine normale Sinusaktivität vorliegt oder irgendein Typ
einer Herzabnormalität.
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Gemäß der Erfindung
besteht eine geeignete Methode zum Analysieren der von den betreffenden
Elektrodenpunkten erhaltenen Signale darin, unipolare Signale von
den betreffenden Punkten zu erhalten, wobei das Herzunterstützungsgehäuse als Grundpegel
dient. Durch Vergleichen der Differenz zwischen den entsprechenden
Signalen aus zwei Punkten wird ein bipolares Signal erhalten, obwohl dieses
von einem konventionellen bipolaren Signal verschieden ist, welches
mit der Konfiguration einer Spitzenelektrode und einer Ringelektrode
erhalten wird. Für
eine Analyse stehen so mehrere Differenzsignale zur Verfügung und
es ist auch möglich,
einen der Elektrodenpunkte als Bezugspunkt einzusetzen und sämtliche
Differenzsignale auf das von dem einen Punkt erhaltene Signal zu
beziehen.
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BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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1 ist
eine schematische Stirnansicht der Spitze einer Elektrodenleitung
bei einer Ausführungsform
mit sieben Elektrodenpunkten, entsprechend den Prinzipien der vorliegenden
Erfindung.
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2 ist
ein Blockdiagramm, das die Basiskomponenten einer implantierbaren
Herzunterstützungsvorrichtung
zeigt, die gemäß den Prinzipien
der vorliegenden Erfindung aufgebaut ist und arbeitet.
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3 stellt
das unipolare Signal aus dem zentral angeordneten Elektrodenpunkt
bei der Ausführungsform
von 1 dar.
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4 stellt
entsprechende Differenzsignale zwischen dem zentral angeordneten
Elektrodenpunkt und anderen Elektrodenpunkten gemäß der Erfindung
dar.
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5 ist
ein Blockdiagramm einer Ausführungsform
für den
in 2 bezeichneten Block „Herzschlag-Identifikation".
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6 stellt
Eingangssignale aus den Elektrodenpunkten bei der Ausführungsform
nach 1 dar.
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7 stellt
die Ausgangsimpulse für
die in 6 gezeigten intrakardialen Signale dar.
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8 stellt
das Detektorimpulsmuster für den
vierten Schlag in 7 dar.
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9 stellt
das Detektorimpulsmuster für den
fünften
Schlag in 7 dar.
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10 ist
ein Blockdiagramm einer Ausführungsform
der Mustererkennungseinheit von 5.
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11 stellt
die Ergebnisse aus der Mustererkennungseinheit und ein Eingangssignal
dar.
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BESCHREIBUNG BEVORZUGTER AUSFÜHRUNGSFORMEN
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Eine
Ausführungsform
der Elektrodenleitung für
den Einsatz bei der Schaltung gemäß den Prinzipien der vorliegenden
Erfindung ist in 1 dargestellt, welche eine Ansicht
direkt auf die distale Spitze (stark vergrößert) der Herzleitung zeigt.
Wie aus 1 ersichtlich, weist die Leitungsspitze
eine Anzahl von auf dieser verteilten elektrischen Punkten auf,
umfassend einen zentral angeordneten Elektrodenpunkt 1 und eine
Anzahl weiterer Elektrodenpunkte, die relativ zu dem zentral angeordneten
Elektrodenpunkt 1 positioniert sind. In der Ausführungsform von 1 sind
sechs weitere Elektrodenpunkte 2 bis 7 für eine Gesamtzahl von sieben
Elektrodenpunkten bei der Ausführungsform
von 1 gezeigt. Bei der Ausführungsform von 1 sind
die Elektrodenpunkte ringförmig
um den zentral positionierten Elektrodenpunkt 1 angeordnet; es sind
jedoch auch andere Orte möglich.
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Die
in 1 dargestellten Achsen weisen willkürliche Einheiten
auf und sind nur zum Zweck einer Orientierung hinsichtlich der relativen
Anordnung der Elektrodenpunkte 1 bis 7 vorgesehen. Jeder Elektrodenpunkt
hat einen Durchmesser von annähernd
0,5 mm.
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Die
in 1 gezeigte Leitungsspitze befindet sich am distalen
Ende einer flexiblen, implantierbaren Elektrodenleitung (schematisch
in 2 gezeigt), welche am entgegengesetzten Ende einen Stecker
aufweist, der ausgelegt ist, in eine Herzunterstützungsvorrichtung, wie einen
Schrittmacher, Kardioverter oder Defibrillator eingepasst zu werden.
Die Leitung enthält
jeweils Leiter für
die Elektrodenpunkte 1 bis 7, wobei jeder Leiter gegenüber den
anderen isoliert ist und die gesamte Leitung in eine isolierende Hülle eingehüllt ist,
wie es Standard ist. Die Oberfläche
der Elektrodenspitze, welche die betreffenden Elektrodenpunkte 1
bis 7 umgibt, besteht aus isolierendem Material, so dass die Elektrodenpunkte
gegenseitig elektrisch isoliert sind.
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In
der Praxis wird von jedem der Elektrodenpunkte 1 bis 7 ein unipolares
Signal erhalten, d. h. es werden sieben unipolare Signale erhalten.
Diese unipolaren Signale können
durch Zeitversetzungs-(Verschiebungs-)Differenzen zwischen den jeweiligen unipolaren
Signalen von zweien der Elektrodenpunkte analysiert werden. Der
Grund, weshalb diese Zeiteffekte existieren, ist der folgende:
Die
Depolarisation von Herzzellen kann als ein Vorgang angesehen werden,
der durch eine sich fortpflanzende Wellenfront repräsentiert
wird. Falls angenommen wird, dass sich die Wellenfront in 1 von
rechts nach links fortpflanzt, wobei die jeweiligen unipolaren Signale
aus den Elektrodenpunkten 1 bis 7 abgetastet werden, wie sich die
Wellenfront ausbreitet, trifft die Wellenfront beim Elektrodenpunkt
5 beispielsweise später
ein als beim Elektrodenpunkt 1, weil der Abstand zwischen den Elektrodenpunkten relativ
zur Ausbreitungsgeschwindigkeit der Wellenfront und der Abtastfrequenz
nicht vernachlässigbar ist.
Es ist keine Zeitverschiebung vorhanden, beispielsweise zwischen
dem Eintreffen der Wellenfront an den Elektrodenpunkten 3 und 7
oder dem Eintreffen der Wellenfront an den Elektrodenpunkten 4 und 6.
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Es
wird als ein Beispiel angenommen, dass das unipolare Signal aus
dem Elektrodenpunkt 5 verglichen zum unipolaren Signal aus dem Elektrodenpunkt
1 um 1 ms versetzt bzw. verschoben ist (bzw. um 5 Abtastungen, falls
die Abtastfrequenz 5 kHz beträgt).
Die jeweiligen Wellenformen der unipolaren Signale aus den Elektrodenpunkten
1 und 5 haben grundsätzlich
das gleiche Aussehen, aber als verallgemeinerte Aussage ist das
unipolare Signal aus dem Elektrodenpunkt 5 um 5 Abtastvorgänge gegenüber dem
unipolaren Signal aus dem Elektrodenpunkt 1 verschoben. Deshalb
ist die Zeitdifferenz zwischen einer Stichprobe zu einer vorgegebenen
Zeit t in dem aus dem Elektrodenpunkt 5 erhaltenen unipolaren Signal
und einer Stichprobe zur Zeit t – 5 in dem aus dem Punkt 1
erhaltenen unipolaren Signal gleich 0. Falls die Wellenfront jedoch
aus einer anderen Richtung kommt und es wird die Differenz zwischen den
Stichproben bei diesen Zeiten in den beiden unipolaren Signalen
berechnet, dann ist das Differenzsignal nicht 0.
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So
ist jeder Kombination von Elektrodenpunktpaaren und Fortpflanzungsrichtung
der Wellenfront dieser Kombination einer Zeitverzögerung zugeordnet,
die einer eindeutigen Anzahl von Stichproben bzw. Abtastungen entspricht.
Mit anderen Worten, ist es erforderlich, eines der unipolaren Signale um
diese eindeutige Anzahl von Abtastungen zu verzögern (verschieben) bevor ein
bipolares Signal mit einem anderen unipolaren Signal erzeugt wird,
um ein minimales Signal zu erhalten. Die Anzahl der Abtastungen
um die es erforderlich ist, eines der unipolaren Signale relativ
zu dem anderen zu verschieben, wird durch Berechnen der Korrelation
zwischen diesen beiden unipolaren Signalen für unterschiedliche Zeitverschiebungen
bestimmt. Die Verschiebung eines der Signale um die erwähnte eindeutige
Anzahl von Abtastungen ergibt das höchste Korrelationsergebnis.
Da die Berechnung der Korrelation verschiedene Multiplikationen
umfasst, was zeitaufwendig ist, ebenso wie es Prozessoranforderungen
aufbürdet, kann
alternativ die Summe der absoluten Differenzen zwischen den beiden
Signalen berechnet werden. Eine Verschiebung von einem Signal relativ
zu dem anderen durch die erwähnte
eindeutige Anzahl von Abtastungen erzeugt die kleinste Summe der
absoluten Differenzen.
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Um
die Differenzsignale als Analysewerkzeug zum Identifizieren von
Herzabnormalitäten
zu benutzen, muss identifiziert werden, welche Verzögerung für eine vorgegebenes
Paar von Punkten als Ergebnis des normalen Sinusrhythmus auftritt,
bei dem sich die Wellenfront die meiste Zeit von einer speziellen
Richtung aus fortpflanzt. Falls und wenn infolge einer chaotischen
elektrischen Aktivität
des Herzgewebes eine Fibrillation auftritt, pflanzt sich die Wellenfront
von verschiedenen Richtungen aus fort und die Abweichung der Verzögerung von
der Verzögerung,
welche als Repräsentation
eines normalen Sinusrhythmus identifiziert worden ist, kann als
ein Indikator für
das Einsetzens der Fibrillation benutzt werden.
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Im
Allgemeinen verläuft
die Prozedur zum Analysieren der unipolaren Signale aus einem Paar von
Elektrodenpunkten wie folgt. Die einem Paar von Elektrodenpunkten
zugeordnete Verzögerung
während
eines normalen Sinusrhythmus wird identifiziert, beispielsweise
durch Korrelation oder eine andere geeignete Technik. Diese Verzögerung kann
als Verzögerung
d bezeichnet werden. Während
des Betriebs der Herzunterstützungsvorrichtung
wird kontinuierlich ein verzögertes
Differenzsignal berechnet, wie x1(t) – x2(t – d), anstelle des unverzögerten Differenzsignals
x1(t) – x2(t),
wobei x1 und x2 die betreffenden unipolaren Signale aus zwei Elektrodenpunkten
in dem der Betrachtung unterworfenen Paar bedeuten. Falls das verzögerte Differenzsignal,
erforderlichenfalls bei geeigneter Filterung, größer als ein Schwellenwert ist,
wird angenommen, dass ein Abschnitt eines Nicht-Sinus Rhythmus vorliegt.
Der Schwellenwert kann ein vorbestimmter Wert sein, oder er kann
angepasst werden, wenn die Daten gesammelt werden.
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Wie
oben erwähnt,
ist das, was wirklich unter Verwendung der in 1 gezeigten
Elektrodenleitung detektiert wird, ob die sich fortpflanzende Wellenfront
aus einer Richtung eintrifft, welche verschieden von der ist, die
während
eines normalen Sinusrhythmus auftritt. Dieser Wechsel in der Richtung,
neben dem Entstehen eines Fibrillationsabschnittes, kann infolge
einer vorzeitigen ventrikulären
Kontraktion (PVC) entstehen, oder infolge einer geringfügigen Verlagerung
der Leitung. Wie nachfolgend erläutert
wird, kann durch geeignetes Filtern und/oder einen geeigneten Entscheidungsalgorithmus
die fälschliche
Detektion einer PVC als ventrikuläre Fibrillation eliminiert
werden. Die Wahrscheinlichkeit einer Leitungsverlagerung wird nach
einiger Zeit, die auf die Implantation folgt, vernachlässigbar.
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Es
wird empfohlen, den Verzögerungsfaktor periodisch
wiederholt zu initialisieren, d. h. die dem normalen Sinusrhythmus
zugeordnete Verzögerung in
vorgegebenen Intervallen oder wenn sich das verzögerte Differenzsignal langsam
um mehr als einen vorbestimmten Prozentsatz geändert hat, erneut zu identifizieren.
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In 2 sind
die Grundkomponenten einer implantierbaren Herzunterstützungsvorrichtung
gemäß der Erfindung
gezeigt. Die implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung kann beispielsweise
ein Schrittmacher, ein Kardioverter oder ein Defibrillator sein.
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Die
implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung
weist eine Eingangsstufe mit Verstärkern und Filtern auf, zu denen
entsprechende Leiter, die zusammen eine Herzleitung bilden, von
den Elektrodenpunkten 1 bis 7 geführt sind. Die unipolaren Signale
aus den Elektrodenpunkten 1 bis 7 werden zu einer Herzschlagidentifikationsstufe
wie auch zu einer Hauptschaltung in der Herzunterstützungsvorrichtung
geführt.
Das Funktionieren der Herzschlagidentifikationsstufe wird nachfolgend
an Hand von mehreren Ausführungsformen
beschrieben. Die Hauptschaltung ist irgendein Schaltungstyp, der
für die Herzunterstützungsvorrichtung
geeignet ist und kann eine Stimulationslogik enthalten, falls die
Vorrichtung ein Schrittmacher ist oder eine Defibrillationsschaltung,
falls die Vorrichtung ein Defibrillator ist. Die geeignete Herzunterstützungstherapie
wird mittels der Hauptschaltung in bekannter Weise erzeugt und zum Patienten über die
oben erwähnte
Elektrodenleitung oder eine andere geeignet ausgebildete Elektrodenleitung
geliefert. Die Hauptschaltung ist somit eine konventionelle Schaltung,
mit der Ausnahme, dass sie auf ein Herzschlagidentifikationssignal
reagiert, das gemäß der Erfindung
erzeugt wird.
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Die
Hauptschaltung steht auch in Verbindung mit einer Telemetrieeinheit,
die mit einem externen Programmiergerät in bekannter Weise drahtlos kommuniziert,
um Patientendaten auszulesen und erforderlichenfalls Änderungen
in den Betriebsparametern der implantierbaren Herzunterstützungsvorrichtung
vorzunehmen.
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Auf
der Grundlage der unipolaren Signale aus den Punkten 1, 2, 3 und
4 wird die Zeitdifferenz zwischen den Punkten 1 und 2, den Punkten
1 und 3 sowie den Punkten 1 und 4 als Funktion der Zeit unter Benutzung
der Korrelation berechnet. Ein Abschnitt einer vorbestimmten Länge, d.
h. die Länge des
Fensters der Signale von Punkt 1 und Punkt 2 wird ausgewählt. Die
Fensterlänge
kann beispielsweise eine Sekunde sein. Die Korrelation zwischen den
zwei Signalabschnitten der betreffenden unipolaren Signale wird
dann berechnet und gespeichert. Das Signal von Punkt 2 wird dann
verglichen zu dem Signal von Punkt 1 um eine Abtastung verschoben und
die Korrelation erneut berechnet und gespeichert. Das Fenster wird
dann um zwei Abtastungen von der ursprünglichen Position aus verschoben
und eine neue Korrelation berechnet und gespeichert. Dieser Prozess
wird für
eine vorbestimmte Anzahl von Verschiebungen des Fensters sowohl
in die positive wie auch in die negative Richtung wiederholt. Die
durch die höchste
Korrelation (Übereinstimmung) erzeugte
Verschiebung ist die Verzögerung
zwischen den beiden fraglichen Punkten. Wie oben beschrieben, kann
alternativ die Summe der Quadrate der Signaldifferenzen benutzt
werden, um die Zeit und die Schwierigkeiten zu vermeiden, die mit
Korrelationsberechnungen verbunden sind. Bei dieser alternativen
Ausführungsform
sollte ein Minimum gesucht werden.
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Mit
fortschreitender Zeit wird der Prozess wiederholt, so dass eine
Aufzeichnung der Zeitdifferenz verglichen zum mittleren Punkt als
Funktion der Zeit entsteht. Dies ist in 4 gezeigt.
Es wurde der selbe, oben beschriebene Algorithmus zum Bestimmen
der Zeitdifferenz zwischen den Punkten 1 und 3 sowie den Punkten
1 und 4 benutzt.
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Wie
aus 4 ersichtlich, ist die Zeitverzögerung bzw.
Zeitdifferenz während
des normalen Sinus-Rhythmus konstant und variiert während einer Fibrillation.
Eine variierende Zeitdifferenz zwischen einem Paar von Punkten ist
somit ein Hauptanzeichen einer Fibrillation. Das Zeitdifferenzsignal
kann nach einer Filterung, einer Differentiation oder einer anderen
Bearbeitung in Verbindung mit einem Schwellenwertpegel verwendet
werden, um eine Fibrillation zu detektieren.
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Eine
Ausführungsform
der Herzschlagidentifikationsstufe von 2 ist in 5 gezeigt.
Bei dieser Ausführungsform
werden von der Elektrodenpunktleitung empfangene Signale zu einem
QRS-Detektor geführt.
Diese Signale werden von dem QRS-Detektor zu einer Mustererkennungseinheit
sowie einem Schablonenkollektor geliefert. Der Schablonenkollektor
steht über
die Hauptschaltung und die Telemetrieverbindung mit dem externen
Programmiergerät
in Verbindung. Signale aus der Elektrodenpunktleitung treffen über den
QRS-Detektor fortlaufend bei dem Schablonenkollektor ein und werden
in ein Schieberegister eingespeist. Über die Telemetrieverbindung
kann ein Arzt, der die Herzaktivität überwacht, den Inhalt des Schieberegisters
einfrieren, wenn ein repräsentativer
Schlag der Art vorliegt, wie sie als Schablone gespeichert werden
soll. Ansonsten laufen die Signale durch das Schieberegister und werden
nicht gespeichert oder daran gehindert in das genannte Schieberegister
einzutreten. Wenn der Arzt ein am Programmiergerät angezeigtes Signal des Typs
erkennt, welches der Arzt zu speichern wünscht, betätigt der Arzt das Programmiergerät, um zu
veranlassen, dass das Signal in dem Schablonenspeicher gespeichert
wird.
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Als
Beispiel sind in 6 Eingangssignale von den Elektrodenpunkten
1 bis 7 dargestellt, die während
des Auftretens einer PVC erhalten worden sind. Die PVC tritt in
der Mitte von 6 auf. 7 zeigt
die Detektorimpulse am Ausgang des QRS-Detektors für die in 6 gezeigten
Signale. Es sind keine unterscheidbaren Muster vorhanden, die in 7 visuell
hervortreten, aber falls Impulse von den Signalen aus den Elektrodenpunkten
1 bis 7 empfangen und wie oben beschrieben analysiert werden, kann,
wie in den 8 und 9 gezeigt,
eine zuverlässige
Detektion vorgenommen werden. Das Detektorimpulsmuster für den vierten
Schlag innerhalb der in 6 gezeigten Signale, ist in 8 dargestellt.
Das Impulsmuster für
den nächsten
Schlag (den fünften
Schlag), welches ein normaler Schlag ist, ist in 9 gezeigt.
Wenn eine Analyse in dieser Weise vorgenommen wird, ist der Unterschied
leicht erkennbar.
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In 10 sind
Einzelheiten einer Ausführungsform
für den
Mustererkennungsblock von 5 dargestellt.
Die Eingangssignale IN1–IN7
sind Impulse des in den 8 und 9 gezeigten
Typs. Diese Impulse werden jeweils den Schieberegistern 1–7 zugeführt und
die Ausgänge
dieser Schieberegister werden einer Formgebungseinheit zugeführt. Die Mustererkennungseinheit
wird ebenfalls mit zwei weiteren Eingangssignalen IN8 und IN9 beliefert,
die jeweils die QRS-Schablone
und die PVC-Schablone repräsentieren,
welche in dem Schablonenspeicher gespeichert sind. Das (nicht gezeigte)
Taktsignal für den
Betrieb dieser Schieberegister ist das gleiche wie es benutzt worden
ist, um die gespeicherten Schablonen zu erzeugen, d. h. das Taktsignal,
welches benutzt worden ist, um die Signale vom QRS-Detektor zum
Schablonenkollektor zu liefern. Dies ist erforderlich, damit zwischen
den momentan detektieren Signalen und den gespeicherten Schablonen
eine direkte Beziehung besteht.
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Das
Ausgangssignal der Signalumformeinheit wird zu jeder der zwei Punkterzeugungsumformstufen
(„Punkterzeugung” bedeutet
das Vektorpunktprodukt) geleitet. Diese Punkterzeugungsumformstufen
werden jeweils mit den QRS- und PVC-Schablonen beliefert. Durch
Bilden des jeweiligen Punktproduktes dieser Schablonen in Vektorform,
wobei der Vektor durch die Eingänge
IN1–IN7
in der Umformungseinheit gebildet wird, wird eine Anzeige dafür erhalten,
ob eine normale QRS-Aktivität
vorliegt oder ob eine PVC vorhanden ist.
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Anstelle
einer Verwendung des Punktproduktes sind andere mögliche Techniken
die Konvolution (Faltung) und die Kreuzkorrelation.
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11 zeigt
repräsentative
Signale der in 10 dargestellten Schaltung.
Das obere Signal ist eines der Eingangssignale zum QRS-Detektor,
das mittlere Signal ist das Ausgangssignal des QRS-Pegel-Detektors
und das untere Signal ist das Ausgangssignal des PVC-Pegel-Detektors.
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Obwohl
durch Fachleute auf dem einschlägigen
Gebiet Modifikationen und Änderungen
zum Vorschlag gebracht werden können
ist es Absicht der Erfinder, in das gewährte Patent alle Änderungen
und Modifikationen einzubeziehen, so weit sie vernünftiger
Weise und sachgerecht innerhalb des Umfangs ihres Beitrags zur Technik
liegen.