DE69427725T2 - Gerät zur EKG-bezogenen Herzdefibrillation - Google Patents
Gerät zur EKG-bezogenen HerzdefibrillationInfo
- Publication number
- DE69427725T2 DE69427725T2 DE69427725T DE69427725T DE69427725T2 DE 69427725 T2 DE69427725 T2 DE 69427725T2 DE 69427725 T DE69427725 T DE 69427725T DE 69427725 T DE69427725 T DE 69427725T DE 69427725 T2 DE69427725 T2 DE 69427725T2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- defibrillation
- output
- heart
- electrocardiogram
- output signal
- 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 - Fee Related
Links
- 230000004936 stimulating effect Effects 0.000 claims description 4
- 208000001871 Tachycardia Diseases 0.000 description 5
- 230000035939 shock Effects 0.000 description 5
- 230000002051 biphasic effect Effects 0.000 description 4
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 4
- 206010061592 cardiac fibrillation Diseases 0.000 description 4
- 238000013194 cardioversion Methods 0.000 description 4
- 230000002600 fibrillogenic effect Effects 0.000 description 4
- 238000000034 method Methods 0.000 description 4
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 4
- 206010049447 Tachyarrhythmia Diseases 0.000 description 3
- 206010003119 arrhythmia Diseases 0.000 description 3
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 238000000718 qrs complex Methods 0.000 description 3
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 3
- 230000006793 arrhythmia Effects 0.000 description 2
- 210000005003 heart tissue Anatomy 0.000 description 2
- 230000033764 rhythmic process Effects 0.000 description 2
- 238000002560 therapeutic procedure Methods 0.000 description 2
- 206010065341 Ventricular tachyarrhythmia Diseases 0.000 description 1
- 230000002159 abnormal effect Effects 0.000 description 1
- 208000006218 bradycardia Diseases 0.000 description 1
- 230000036471 bradycardia Effects 0.000 description 1
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 1
- 230000002999 depolarising effect Effects 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 239000003792 electrolyte Substances 0.000 description 1
- 230000028161 membrane depolarization Effects 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000002107 myocardial effect Effects 0.000 description 1
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 230000010287 polarization Effects 0.000 description 1
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 1
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 description 1
- 230000006794 tachycardia Effects 0.000 description 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 1
- 208000003663 ventricular fibrillation Diseases 0.000 description 1
- 206010047302 ventricular tachycardia Diseases 0.000 description 1
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
- A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
- A61N1/39—Heart defibrillators
- A61N1/3956—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion
-
- 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
- A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
- A61N1/39—Heart defibrillators
- A61N1/3906—Heart defibrillators characterised by the form of the shockwave
- A61N1/3912—Output circuitry therefor, e.g. switches
-
- 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
- A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
- A61N1/39—Heart defibrillators
- A61N1/3987—Heart defibrillators characterised by the timing or triggering of the shock
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Description
- Die vorliegende Erfindung betrifft eine medizinische Vorrichtung zum elektrischen Stimulieren des Herzens eines Patienten, mit Mitteln zum Sensieren des Elektrokardiogramms des Herzens des Patienten; und Mitteln zum Erzeugen von wenigstens einem elektrischen Defibrillations-Ausgangssignal zur Abgabe an das Herz des Patienten.
- Eine derartige medizinische Vorrichtung ist bekannt bspw. aus der US-A-4,967,747.
- Die vorliegende Erfindung betrifft generell Vorrichtungen zum Steuern von kardialen Arrhythmien und betrifft insbesondere einen implantierbaren Defibrillator zum Abgeben von elektrischen Defibrillationssignalen an das Herz eines Patienten.
- Zur Behandlung von erfaßten nicht normalen Herzrhythmen (Arrhythmien) ist eine Anzahl unterschiedlicher Systeme und Verfahren zum Abgeben von elektrischen Stößen an das Herz eines Patienten entwickelt worden. Diese Verfahren geben spezifische Signalverläufe oder Impulssequenzen an das Herz ab, um die erfaßte Arrhythmie zu behandeln, indem die Gewebezellen des Herzens depolarisiert werden. In dem US Patent Nr. 3,706,313 von Milani et al. ist ein früher Signalverlauf offenbart, wobei dieses US Patent eine Schaltung bereitstellt zum Abgeben eines "trapezförmigen" Signalverlaufes zum Defibrillieren des Herzens, indem der Ausgang eines exponentiell abklingenden Kondensators abgeschnitten bzw. trunkiert wird. Von Anderen ist vorgeschlagen worden, sequenzielle Impulse zu verwenden, die durch mehrfache Pfade abgegeben werden, wie es beschrieben ist in dem US Patent Nr. 4, 708, 145 von Tacker, Jr. Bei Tacker, Jr., wird eine Reihe von rechteckförmigen oder abgeschnittenen Exponentialimpulsen an das Herz abgegeben, wobei wenigstens drei Elektroden verwendet werden. Ein erster Impuls wird durch ein erstes Paar der drei Elektroden geschickt, und dann wird ein zweiter Impuls durch ein zweites, unterschiedliches Paar der Elektroden geschickt. Von noch Anderen ist die Verwendung von mehrphasigen Signalverläufen beschrieben worden, wie im US Patent Nr. 4,637,397 von Jones et al., in dem ein dreiphasiger Signalverlauf beschrieben wird. Ein dreiphasiger Signalverlauf ("triphasic waveform") weist drei Impulse mit abwechselnd positiver und negativer Polarität auf. Das US Patent Nr. 3,924,641 von Weiss und das US Patent Nr. 4,850,357 von Bach Jr. beschreiben die Verwendung von zweiphasigen Signalverläufen.
- Defibrillationsimpulse des oben beschriebenen Typs liegen typischerweise im Bereich von etwa 500 bis 1000 Volt, die für eine Zeitspanne von etwa 2 bis 12 Millisekunden abgegeben werden. Die an das Herz abgegebene Gesamtenergie kann für einen Defibrillationssignalverlauf typischerweise im Bereich von etwa 10 bis 40 Joules liegen. Ein monophasiger Defibrillationssignalverlauf kann typischerweise ein abgeschnittes exponentielles Abklingen sein, mit einer Anfangsspannung von etwa 700 Volt und einer Dauer von etwa 10 Millisekunden. Ein zweiphasiger Defibrillationssignalverlauf kann typischerweise einen positiven Ausgangsimpuls von etwa 750 Volt für eine Zeitdauer von 6 Millisekunden und einen negativen Impuls von etwa 100 bis 400 Volt für die gleiche Zeitdauer aufweisen. Die Spannung an der vorderen Flanke des zweiten Impulses eines zweiphasigen Signalverlaufs kann typischerweise gleich der Spannung an der hinteren Flanke des Ausgangsimpulses sein odLer die Hälfte hiervon betragen, die wiederum selbst von der Neigung ("Tilt") des Impulses abhängt. Die abgegebene Gesamtenergie ist eine Funktion der Spannung, der Dauer, der Neigung und der Anschlußimpedanz ("lead impedance").
- Von Imran ist in dem US Patent Nr. 4,768,512 eine weitere Modifikation des Standardsignalverlaufes vorgeschlagen worden. Dieses Patent offenbart ein Kardioversionssystem (Defibrillation und Kardioversion), bei dem ein abgeschnittener exponentieller Signalverlauf ("truncated exponential waveform") mit hohen Frequenzen zerhackt wird, um ein Spannungssignalpaket bzw. Spannungswellenpaket bereitzustellen, das aus einer Vielzahl von hochfrequenten Kardioversionsimpulsen mit einer bevorzugten Frequenz oberhalb von 1 kHz gebildet ist.
- Tachyarrhythmien, bei denen es sich um schnelle, jedoch organisierte Herzrhythmen handelt, können mit Kardioversionsimpulsen behandelt werden. Diese Pulse sind den Defibrillationsimpulsen ähnlich, werden jedoch generell bei niedrigeren Spannungen abgegeben und sind synchron zu dem QRS-Komplex. Die Pulse werden synchron abgegeben, um zu vermeiden helfen, daß ein Herz, das eine ventrikuläre Tachyarrhythmie erfährt, in eine ventrikuläre Fibrillation beschleunigt. Ein derartiger Kardioverter ("Cardioverter") ist offenbart in dem US Patent Nr. 4,384,585 von Zipes. In Zipes erfaßt ein implantierbarer, synchroner, intrakardialer Kardioverter eine Eigen- Depolarisation ("intrinsic depolarisation") von Herzgewebe und gibt an das Herz einen Stoß synchron zu der erfaßten kardialen Aktivität ab, zu einem Zeitpunkt, wenn der überwiegende Teil des Herzgewebes bereits depolarisiert ist und sich in einem refraktären Zustand befindet. Synchronisierende Defibrillationsimpulse sind nicht erforderlich, da das Herz sich bereits in dem Fibrillationszustand befindet, wenn derartige Impulse abgegeben werden. Folglich geben einige bekannte Defibrillatoren Defibrillationsstöße an das Herz ab, ohne irgendeine Korrelation oder Synchronisation zu dem zeitlichen. Ablauf ("Timing") des sensierten QRS-Komplexes aus einem Elektrokardiogramm (EKG). Einige andere bekannte Vorrichtungen synchronisieren derartige Stöße mit dem QRS-Komplex.
- Ein Hauptziel beim Behandeln einer erfaßten Tachyarrhythmie mit einem implantierbaren Kardioverter/Defibrillator besteht darin, zu gewährleisten, daß eine effektive Therapie abgegeben wird, während die Energieabgabeanforderungen für den Defibrillationssignalverlauf minimiert werden. Eine Therapie mit einer geringeren Spannung ist für den Patienten weniger schmerzhaft und zerrüttend. Ferner ermöglichen elektrische Impulse mit einer geringeren Spannung, daß kleinere Batterien und Kondensatoren verwendet werden können, selbst wenn die Gesamtenergieabgabe nicht verringert wird. Kleinere Batterien und Kondensatoren führen zu einem kleineren implantierbaren Defibrillator.
- Die obige Aufgabe wird durch die medizinische Vorrichtung zum elektrischen Stimulieren des Herzen eines Patienten gelöst, wie eingangs erwähnt, wobei das Elektrokardiogramm während der Anwendung des Defibrillationsausgangssignals kontinuierlich sensiert wird und wobei das Defibrillationsausgangssignal konstant gehalten wird, bis die Überschreitung eines Schwellenwertes des Elektrokardiogramms erfaßt wird, worauf das Defibrillationsausgangssignal verändert wird.
- Die vorliegende Erfindung stellt eine Vorrichtung zur kardialen Defibrillation bereit, wobei die Vorrichtung einen Defibrillationsausgang mit einer niedrigeren Spannung verwendet, um die myokardialen Zellen zu depolarisieren, indem Signale bereitgestellt werden, die eine Phase besitzen, die sich auf das sensierte Elektrokardiogrammsignal (EKG-Signal) bezieht. Eine unipolare oder bipolare Sensorelektrode stellt dem Defibrillator ein EKG-Signal bereit und dieses Signal wird verstärkt. Das EKG wird während der Anwendung des Defibrillationsausgangssignals kontinuierlich sensiert und das Ausgangssignal wird konstant gehalten, bis die Überschreitung eines Schwellenwertes des EKG erfaßt wird, worauf das Defibrillationsausgangssignal verändert wird. Das Defibrillationsausgangssignal wird als ein Konstantstrom-Signal erzeugt, um das Sensieren während des Defibrillationsausganges zu ermöglichen, da dies einen nahezu konstanten Spannungs-Offset an dem Eingang des EKG-Verstärkers erzeugt, der durch eine Autonull-Schleife in dem sensierenden Schaltkreis kompensiert wird. Es ist möglich, einen oder mehrere Schwellenwerte einzustellen, um Betriebsbereiche zu erzeugen. Ferner ist es möglich, die Schwellenwerte auf Null einzustellen.
- In Abhängigkeit von der spezifischen Anschlußkonfiguration und dem Zustand des Patienten, können die Amplitude und die Polarität des Defibrillationsausgangssignals eingestellt werden. Der Ausgang kann entweder monophasig (nur positive oder nur negative Impulse) oder zweiphasig ("biphasic") (sowohl positive, als auch negative Impulse) sein. Folglich kann der Defibrillator der Erfindung ein Defibrillationsausgangssignal erzeugen, das positiv, negativ oder null ist, und zwar in Antwort auf EKG-Signale, die sich außerhalb der Schwellenwerte befinden. Beispiele von möglichen Kombinationen sind (1) positives erfaßtes EKG/positives abgegebenes Ausgangssignal - negatives erfaßtes EKG/negatives abgegebenes Ausgangssignal; (2) positives erfaßtes EKG/negatives abgegebenes Ausgangssignal - negatives erfaßtes EKG/positives abgegebenes Ausgangssignal; und (3) positives erfaßtes EKG/positives abgegebenes Ausgangssignal - negatives erfaßtes EKG/abgegebenes Null-Ausgangssignal.
- Die verschiedenen Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung ergeben sich leichter unter Bezugnahme auf die nachstehende detaillierte Beschreibung in Verbindung mit der beigefügten Zeichnung, in der:
- Fig. 1 ein Schaltungsdiagramm des sensierenden Abschnittes eines implantierbaren Defibrillators zeigt, der gemäß der Erfindung konstruiert ist;
- Fig. 2 eine graphische Darstellung des sensierten EKG- Signals und der Ausgangssignale ist, die von einer Ausführungsform der Erfindung in Antwort auf jene Signale bereitgestellt werden; und
- Fig. 3 ein Schaltungsdiagramm der Ausgangsstufe eines implantierbaren Defibrillators zeigt, der gemäß der Erfindung konstruiert ist.
- Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung wird nunmehr unter Bezugnahme auf Fig. 1 beschrieben, in der eine sensierende Schaltung bzw. Sensorschaltung 10 der Erfindung gezeigt ist. Ein Eingangsverstärker 12 mit einer relativ niedrigen Verstärkung, der mit einem Paar von Widerständen 13, 15 mit 33 kΩ beschaltet ist wie gezeigt, ist mit dem Herzen eines Patienten gekoppelt über Sensorelektroden 14, 16. Eingangskomponenten beinhalten einen Widerstand 18 mit 10 kΩ und ein Paar von Zener- Dioden 20, 22 mit 12 Volt, die die Sensorschaltung gegen Schäden schützen, für den Fall eines Stoßes aus einem herkömmlichen externen Defibrillator. Der Eingangsverstärker 12 weist eine hohe Eingangsimpedanz auf, um einen Stromfluß durch die Elektroden/Elektrolytschnittstelle der Sensorelektroden 14, 16 während des Defibrillationsausgangssignales zu vermeiden, da ein Stromfluß durch die Sensorelektroden hindurch das Sensieren während der Anwendung des Defibrillationsausganges stören könnte. Wie es im Stand der Technik bekannt ist, können die Sensorelektroden für Bradykardie- und Antitachykardie-Herzschläge ("pacing") verwendet werden.
- Der Ausgang aus dem Verstärker 12 ist über einen Eingangswiderstand 24 mit einem Wert von 5 kΩ mit einem zweiten Verstärker 26 gekoppelt, der eine vergleichsweise hohe Verstärkung aufweist und einen Rückkoppelwiderstand 28 beinhaltet, der einen Wert von 2,5 MΩ besitzt. Der Ausgang aus dem Verstärker 26 ist mit einer Gleichspannungsbasislinien-Wiedergewinnungsschaltung ("DC baseline restoring circuit") gekoppelt, die einen Eingangswiderstand 30 mit 22 MΩ, einen Verstärker 32 und einen Kondensator 33 mit 0,22 uF aufweist. Die Basislinien- Wiedergewinnungsschaltung weist eine variable Zeitkonstante auf, die gesteuert wird von einem Mikroprozessor 34 über einen Schalter 38. Wenn der Schalter 38 geschlossen ist, wird der Strom aus dem Verstärker 26 über einen Widerstand 31 mit 1,5 kΩ im Nebenschluß abgeleitet, wodurch eine schnellere Zeitkonstante bereitgestellt wird. Der Verstärker 32 weist einen variablen Gleichstrom-Einstellpunkt auf, der von einem Digital-/Analog- Wandler (DAC) 40 mit 8 Bit zur Autonull-Bildung eingestellt wird, wobei der DAC 40 gleichfalls von dem Mikroprozessor 34 gesteuert wird. Wie es sich für Fachleute ergibt, ist die Schaltung eine Rückkoppelschleife, so daß aus Stabilitätsgründen in Abhängigkeit von den tatsächlich verwendeten Komponenten eine Kompensation erforderlich sein kann.
- Der Ausgang aus dem Verstärker 26 ist gleichfalls gekoppelt mit einem Analog-/Digital-Wandler (ADC) 42 mit 12 Bit, der mit einer Abtastfrequenz von etwa 2,5 kHz abtastet. Durch die Verwendung eines ADC mit 12 Bit erübrigt sich die Notwendigkeit einer Schaltung zur automatischen Verstärkungssteuerung, eine solche Schaltung zur automatischen Verstärkungssteuerung könnte jedoch verwendet werden.
- Der Betrieb der Sensorschaltung 10 wird nunmehr unter Bezugnahme auf eine bestimmte Ausführungsform diskutiert, wobei ein positives Defibrillationsausgangssignal erzeugt wird in Antwort auf ein positives EKG-Signal, und wobei ein negatives Defibrillationsausgangssignal erzeugt wird in Antwort auf ein negatives EKG-Signal. Ferner werden ein positiver und ein negativer digitaler Schwellenwert eingestellt, wie es in Fig. 2 gezeigt ist. Lediglich der obere positive und der negative Schwellenwert (mit "++' und "--" bezeichnet) werden dazu verwendet, um die in Fig. 2 gezeigten Ausgangsimpulse zu erzeugen. Die Einstellung der Schwellenwerte erzeugt einen Totbereich um das Massepotential herum, wobei in dem Totbereich von dem Mikroprozessor kein Ausgangssignal erzeugt wird. Im Betrieb der Sensorschaltung 10 fragt der Mikroprozessor 34 den ADC 42 regelmäßig ab, um das EKG-Signal aus dem Herz des Patienten zu überwachen. Sobald eine Fibrillation erfaßt wird, wird das EKG überwacht, um zu bestimmen, ob das Signal einen der vorab eingestellten digitalen Schwellenwerte überschritten hat. Es versteht sich, daß die Erfindung dazu verwendet werden kann, Tachykardien als auch Fibrillationen zu behandeln. Das zur Bestimmung des Vorhandenseins einer Tachyarrhythmie verwendete Erfassungsschema kann irgend eines der bekannten Schemata sein, wie die Schemata, die sich auf den Herzschlag oder die Morphologie beziehen. Sobald der digitale Schwellenwert überschritten ist, bspw. durch ein positives EKG-Signal, gibt der Mikroprozessor einen Befehl zur Ausgabe eines positiven Impulses aus der Ausgangsstufe (nachstehend in Verbindung mit Fig. 3 beschrieben) ab. Die Ausgangsstufe erzeugt einen Konstantstrom-Ausgang, der am Eingang des Verstärkers 12 zu einem Konstantspannungs-Offset führt. Es versteht sich für Fachleute, daß der Offset aufgrund von Impedanzänderungen im Herzen, verursacht durch Bewegung, nicht exakt konstant ist, daß diese Veränderungen jedoch verglichen mit den elektrischen Ereignissen langsam sind und klein bzw. vernachlässigbar, insbesondere bei einer unipolaren Sensorkonfiguration. Der Mikroprozessor 34 setzt den Autonull-DAC 40 auf dasselbe Potential wie das EKG-Signal, wenn dieses den positiven digitalen Schwellenwert überschritten hat. Zusätzlich stellt der Mikroprozessor die Gleichstrombasislinien-Wiedergewinnungsschaltung auf die schnelle Zeitkonstante ein, indem der Schalter 38 geschlossen wird. Nach wenigen Millisekunden ist der Ausgang des Verstärkers 26 auf das gleiche Potential zurückgekehrt, das unmittelbar vor der Anwendung des positiven Ausgangssignals vorlag. Der Mikroprozessor 34 öffnet dann den Schalter 38, um die Basislinien-Wiedergewinnungsschaltung auf die langsame Zeitkonstante zurückzusetzen.
- Wenn das überwachte EKG-Signal während der Abgabe des positiven stimulierenden Impulses unter den vorab eingestellten digitalen Schwellenwert fällt, wird der Ausgang aus der Ausgangsstufe abgeschaltet und die Basislinien- Wiedergewinnungsschaltung führt erneut ihren Autonull-Zyklus durch, wobei der Autonull-DAC auf den Basislinienwert eingestellt ist. Wenn das EKG den negativen digitalen Schwellenwert überschreitet, wird von dem Mikroprozessor 34 ein negativer Ausgang befohlen und der Autonull-Zyklus wird wiederholt. Wann immer ein Autonull-Zyklus auftritt, wird der Autonull-Punkt von dem Mikroprozessor 34 so ausgewählt, daß er in der Nähe des digitalen Schwellenwertes liegt (oder des EKG-Wertes unmittelbar vor dem Erzeugen eines Ausganges). In Abhängigkeit von dem EKG- Signal im Vergleich zu den digitalen Schwellenwerten wird der Ausgang in der Folge positiv gemacht, negativ gemacht oder abgeschaltet, bis der Mikroprozessor erfaßt hat, daß die Fibrillation geendet hat, zu welchem Zeitpunkt keine weiteren Ausgangssignale erzeugt werden.
- Fig. 3 zeigt ein Schaltungsdiagramm einer Ausgangsstufe 50 eines implantierbaren Defibrillators der Erfindung. Eine Spannungsversorgung V+ stellt die Quelle für den elektrischen Stimulationsausgang dar, der von einer H-Brückenschaltung 52 an das Herz des Patienten abgegeben wird. Die Spannungsversorgung ist gegenüber der Sensormasse isoliert und folglich von der Sensorspannungsversorgung, um zu verhindern, daß die Impulsabgabe die Sensorschaltung beeinflußt. Die H-Brücke ist von einem Typ, wie er offenbart ist in dem US Patent Nr. 3,924,641 von Weiss. Vier Schalter 54, 56, 58 und 60 werden von dem Mikroprozessor 34 gesteuert und sind dazu konfiguriert, über ein Paar von Defibrillations-Elektroden 53, 55 Ausgangsimpulse mit entweder positiver oder negativer Phase abzugeben. Wenn bspw. die Schalter 54 und 60 geschlossen sind, wird ein positiver Impuls über die Defibrillations-Elektroden abgegeben, und wenn die Schalter 58 und 56 geschlossen sind, wird ein negativer Impuls an die Defibrillations-Elektroden abgegeben. Ein Unterschied der Ausgangsstufe der Erfindung zu der Schaltung von Weiss besteht darin, daß mit dem Massebein der Ausgangsstufe der Erfindung eine programmierbare Stromquelle verbunden ist. Ein Digital-/Analog-Wandler (DAC) 62 empfängt einen Eingang von dem Mikroprozessor 34, der den gewünschten Strom einstellt, der an das Herz abzugeben ist. Dieser Strom kann typischerweise 100 na überschreiten. Ein Operationsverstärker 64 mit hoher Genauigkeit steuert den Stromfluß durch einen MOSFET 66 und minimiert Stromfluktuationen trotz Elektrodenpolarisation und Herzimpedanzänderungen. Die Schnittstellen des Mikroprozessors zu der Ausgangsstufe 50 sind sämtlich isoliert, vorzugsweise unter Verwendung von optischen Isolatoren.
- Wie oben erwähnt, ist eine Vielzahl von Konfigurationen von Ausgangssignalen in Ausübung der Erfindung möglich. Die folgende Tabelle stellt die möglichen Konfigurationen dar, wobei ein Paar von positiven Schwellenwerten und ein Paar von negativen Schwellenwerten eingestellt werden. In der Tabelle bedeutet "z" eine hohe Impedanz oder keinen Ausgang. Die Spalte mit der Überschrift "++" ist der Ausgang für Signale oberhalb des oberen positiven Schwellenwertes und die Spalte "+" ist der Ausgang für EKG-Signale zwischen dem oberen und dem unteren positiven Schwellenwert. Sämtliche Signale zwischen dem unteren positiven Schwellenwert und dem unteren negativen Schwellenwert befinden sich in dem "Totbereich" und der Ausgangsimpuls in Antwort auf EKG-Signale im Totbereich ist für alle Fälle der bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung Null. Eine ähnliche Nomenklatur ist für negative EKG-Signale anwendbar. Die Schwellenwerte der Tabelle sind in Fig. 2 graphisch dargestellt, die den Ausgang der Konfiguration 1 in der Tabelle darstellt.
- Jede beliebige dieser Konfigurationen läßt sich unter Verwendung herkömmlicher Programmiertechniken für einen implantierbaren Kardioverter/Defibrillator programmieren. Zusätzlich sind andere Schwellenwertkonfigurationen möglich, einschließlich des Einstellens der Schwellenwerte auf Null.
- Es versteht sich, daß verschiedene Alternativen zu den hier beschriebenen Ausführungsformen der Erfindung in Ausübung der Erfindung verwendet werden können. Die nachstehenden Ansprüche sollen folglich den Schutzbereich der Erfindung und solche Strukturen innerhalb des Schutzbereiches dieser Ansprüche definieren, die dadurch abgedeckt sind.
- Es werden ein implantierbarer Kardioverter/Defibrillator und ein entsprechendes Verfahren zu dessen Verwendung offenbart. Eine Sensorelektrode stellt ein EKG-Signal dem Defibrillator bereit, dieses Signal wird verstärkt und auf das Vorliegen einer Tachyarrhythmie evaluiert. Das EKG wird während der Anwendung des Defibrillationsausganges kontinuierlich sensiert und jeder Ausgang wird konstant gehalten, bis ein Überschreiten eines Schwellenwertes des EKG erfaßt wird, woraufhin der Defibrillationsausgang verändert wird. Das System kann auch so konfiguriert werden, daß es Ausgänge in Antwort darauf erzeugt, daß das EKG-Signal einen oder mehrere Schwellenwerte überschreitet. Der Defibrillationsausgang wird als ein Konstantstrom-Ausgang erzeugt. Der EKG-Verstärker kompensiert eine sich ergebende Offset-Spannung mittels einer Autonull-Schleife. Die spezifische Anschluß-Konfiguration und der Zustand des Patienten werden beim Programmieren der Amplitude und der Polarität des Defibrillationsausganges berücksichtigt.
Claims (7)
1. Medizinische Vorrichtung zum elektrischen
Stimulieren des Herzens eines Patienten, mit:
- Mitteln (10, 12-28) zum Sensieren des
Elektrokardiogramms des Herzens des Patienten; und
- Mitteln (50, 52-66) zum Erzeugen von wenigstens
einem elektrischen Defibrillationsausganyssignal zur Abgabe an
das Herz des Patienten,
dadurch gekennzeichnet, daß das Elektrokardiogramm während
der Anwendung des Defibrillationsausgangssignals kontinuierlich
sensiert wird und daß das Defibrillationsausgangssignal
konstant gehalten wird, bis die Überschreitung eines
Schwellenwertes des Elektrokardiogramms erfaßt wird, worauf das
Defibrillationsausgangssignal verändert wird.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Mittel (12-28) zum Sensieren einen Sensoranschluß
aufweisen, der eine Sensorelektrode (14, 16) beinhaltet, und
ferner einen Verstärker (12, 26) zum Empfangen und Verstärken des
Elektrokardiogramms von dem Sensoranschluß aufweisen.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch
gekennzeichnet, daß die Erzeugungsmittel (52-66) dazu ausgelegt sind,
eine Reihe von elektrischen Defibrillationsausgangssignalen zu
erzeugen.
4. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß eine Ausgangserzeugungsschaltung (50) der Erzeugungsmittel
(50, 52-66) eine Konstantstrom-Ausgangsschaltung (64, 66)
aufweist.
5. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 4, dadurch
gekennzeichnet, daß eine Sensorschaltung (10) der Sensormittel (10,
12-28) einen Eingangsverstärker (12, 26) und eine mit dem
Eingangsverstärker (12, 26) gekoppelte Autonull-Schleife (15, 30,
32, 33, 40) aufweist, um einen Spannungs-Offset am Eingang des
Eingangsverstärkers (12, 26) zu kompensieren.
6. Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet,
daß die Sensorschaltung (10) ferner Mittel (31, 38) zum
Einstellen der Zeitkonstante der Autonull-Schleife (15, 30, 32,
33, 40) aufweist.
7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3,
dadurch gekennzeichnet, daß eine Ausgangserzeugungsschaltung (34,
50) der Erzeugungsmittel (50, 52-66) Schwellenwertmittel (34)
aufweist, die dazu ausgelegt sind, die Erzeugung der
Defibrillationsausgangssignale zu triggern, wenn das Elektrokardiogramm
einen oder mehrere vorbestimmte Schwellenwerte überschreitet.
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/114,574 US5447518A (en) | 1993-08-31 | 1993-08-31 | Method and apparatus for phase related cardiac defibrillation |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| DE69427725D1 DE69427725D1 (de) | 2001-08-23 |
| DE69427725T2 true DE69427725T2 (de) | 2002-05-23 |
Family
ID=22356097
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| DE69427725T Expired - Fee Related DE69427725T2 (de) | 1993-08-31 | 1994-08-11 | Gerät zur EKG-bezogenen Herzdefibrillation |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5447518A (de) |
| EP (1) | EP0641573B1 (de) |
| CA (1) | CA2129063A1 (de) |
| DE (1) | DE69427725T2 (de) |
Families Citing this family (43)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5489293A (en) * | 1993-08-31 | 1996-02-06 | Ventritex, Inc. | Method and apparatus for treating cardiac tachyarrhythmia |
| US5675517A (en) * | 1995-04-25 | 1997-10-07 | Systemix | Fluorescence spectral overlap compensation for high speed flow cytometry systems |
| US6185450B1 (en) | 1998-01-26 | 2001-02-06 | Physio-Control Manufacturing Corporation | Digital sliding pole fast-restore for an electrocardiograph display |
| US5951483A (en) * | 1998-01-26 | 1999-09-14 | Physio-Control Manufacturing Corporation | Method and apparatus for detecting an internal pacemaker pulse |
| US6128531A (en) * | 1998-04-01 | 2000-10-03 | Pacesetter, Inc. | Delivery of ICD shock capacitor energy via a controlled current source |
| US6865417B2 (en) | 2001-11-05 | 2005-03-08 | Cameron Health, Inc. | H-bridge with sensing circuit |
| US6954670B2 (en) | 2001-11-05 | 2005-10-11 | Cameron Health, Inc. | Simplified defibrillator output circuit |
| US6927721B2 (en) | 2001-11-05 | 2005-08-09 | Cameron Health, Inc. | Low power A/D converter |
| US7076296B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-07-11 | Cameron Health, Inc. | Method of supplying energy to subcutaneous cardioverter-defibrillator and pacer |
| US6721597B1 (en) | 2000-09-18 | 2004-04-13 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous only implantable cardioverter defibrillator and optional pacer |
| US7069080B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-06-27 | Cameron Health, Inc. | Active housing and subcutaneous electrode cardioversion/defibrillating system |
| US6856835B2 (en) | 2000-09-18 | 2005-02-15 | Cameron Health, Inc. | Biphasic waveform for anti-tachycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator |
| US20020035381A1 (en) | 2000-09-18 | 2002-03-21 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous electrode with improved contact shape for transthoracic conduction |
| US6952610B2 (en) | 2000-09-18 | 2005-10-04 | Cameron Health, Inc. | Current waveforms for anti-tachycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter- defibrillator |
| US6754528B2 (en) | 2001-11-21 | 2004-06-22 | Cameraon Health, Inc. | Apparatus and method of arrhythmia detection in a subcutaneous implantable cardioverter/defibrillator |
| US6834204B2 (en) | 2001-11-05 | 2004-12-21 | Cameron Health, Inc. | Method and apparatus for inducing defibrillation in a patient using a T-shock waveform |
| US6778860B2 (en) | 2001-11-05 | 2004-08-17 | Cameron Health, Inc. | Switched capacitor defibrillation circuit |
| US7751885B2 (en) | 2000-09-18 | 2010-07-06 | Cameron Health, Inc. | Bradycardia pacing in a subcutaneous device |
| US7146212B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-12-05 | Cameron Health, Inc. | Anti-bradycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator |
| US6952608B2 (en) * | 2001-11-05 | 2005-10-04 | Cameron Health, Inc. | Defibrillation pacing circuitry |
| US6650936B2 (en) | 2001-04-23 | 2003-11-18 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corporation. | Method and apparatus for delivering electrotherapy having an equivalent probability of success for different patients |
| US7248921B2 (en) | 2003-06-02 | 2007-07-24 | Cameron Health, Inc. | Method and devices for performing cardiac waveform appraisal |
| US7330757B2 (en) | 2001-11-21 | 2008-02-12 | Cameron Health, Inc. | Method for discriminating between ventricular and supraventricular arrhythmias |
| US7308305B1 (en) | 2004-07-27 | 2007-12-11 | Pacesetter, Inc. | Optimally timed early shock defibrillation |
| US7181276B1 (en) | 2004-07-27 | 2007-02-20 | Pacesetter, Inc. | Device and method for preventing the acceleration of cardiac arrhythmias |
| US7376458B2 (en) | 2004-11-29 | 2008-05-20 | Cameron Health, Inc. | Method for defining signal templates in implantable cardiac devices |
| US7655014B2 (en) | 2004-12-06 | 2010-02-02 | Cameron Health, Inc. | Apparatus and method for subcutaneous electrode insertion |
| US8160697B2 (en) | 2005-01-25 | 2012-04-17 | Cameron Health, Inc. | Method for adapting charge initiation for an implantable cardioverter-defibrillator |
| US8229563B2 (en) | 2005-01-25 | 2012-07-24 | Cameron Health, Inc. | Devices for adapting charge initiation for an implantable cardioverter-defibrillator |
| US8116867B2 (en) | 2005-08-04 | 2012-02-14 | Cameron Health, Inc. | Methods and devices for tachyarrhythmia sensing and high-pass filter bypass |
| US7684870B1 (en) * | 2005-11-18 | 2010-03-23 | Pacesetter, Inc. | Direct current fibrillator |
| US7783340B2 (en) | 2007-01-16 | 2010-08-24 | Cameron Health, Inc. | Systems and methods for sensing vector selection in an implantable medical device using a polynomial approach |
| US8788023B2 (en) | 2006-05-26 | 2014-07-22 | Cameron Health, Inc. | Systems and methods for sensing vector selection in an implantable medical device |
| US8200341B2 (en) | 2007-02-07 | 2012-06-12 | Cameron Health, Inc. | Sensing vector selection in a cardiac stimulus device with postural assessment |
| US8718793B2 (en) | 2006-08-01 | 2014-05-06 | Cameron Health, Inc. | Electrode insertion tools, lead assemblies, kits and methods for placement of cardiac device electrodes |
| US7877139B2 (en) | 2006-09-22 | 2011-01-25 | Cameron Health, Inc. | Method and device for implantable cardiac stimulus device lead impedance measurement |
| US8014851B2 (en) | 2006-09-26 | 2011-09-06 | Cameron Health, Inc. | Signal analysis in implantable cardiac treatment devices |
| US20140001234A1 (en) | 2012-06-28 | 2014-01-02 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Coupling arrangements for attaching surgical end effectors to drive systems therefor |
| CN105208928B (zh) | 2013-03-11 | 2018-10-19 | 卡梅伦保健公司 | 实施心律失常检测双重标准的设备 |
| US9579065B2 (en) | 2013-03-12 | 2017-02-28 | Cameron Health Inc. | Cardiac signal vector selection with monophasic and biphasic shape consideration |
| US10946207B2 (en) | 2017-05-27 | 2021-03-16 | West Affum Holdings Corp. | Defibrillation waveforms for a wearable cardiac defibrillator |
| FR3104022A1 (fr) | 2019-12-04 | 2021-06-11 | Sorin Crm Sas | Procédé et dispositif pour traiter un signal cardiaque |
| CN111714775B (zh) * | 2019-12-31 | 2024-07-26 | 苏州无双医疗设备有限公司 | 用于刺激治疗心脏的植入式医疗设备 |
Family Cites Families (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3706313A (en) * | 1971-02-04 | 1972-12-19 | Medical Research Lab | Trapezoidal waveshape defibrillator |
| US3924641A (en) * | 1974-08-19 | 1975-12-09 | Axotronics Inc | Bi-phasic current stimulation system |
| US4300567A (en) * | 1980-02-11 | 1981-11-17 | Mieczyslaw Mirowski | Method and apparatus for effecting automatic ventricular defibrillation and/or demand cardioversion through the means of an implanted automatic defibrillator |
| US4384585A (en) * | 1981-03-06 | 1983-05-24 | Medtronic, Inc. | Synchronous intracardiac cardioverter |
| US4708145A (en) * | 1982-06-01 | 1987-11-24 | Medtronic, Inc. | Sequential-pulse, multiple pathway defibrillation method |
| US4637397A (en) * | 1985-05-30 | 1987-01-20 | Case Western Reserve University | Triphasic wave defibrillation |
| US4768512A (en) * | 1986-05-13 | 1988-09-06 | Mieczyslaw Mirowski | Cardioverting system and method with high-frequency pulse delivery |
| US4850357A (en) * | 1988-01-12 | 1989-07-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Biphasic pulse generator for an implantable defibrillator |
| US4967747A (en) * | 1989-05-19 | 1990-11-06 | Ventritex, Inc. | Implantable cardiac defibrillator employing a switched capacitor gain/filter stage having a transient-free gain change |
| US5007422A (en) * | 1989-06-06 | 1991-04-16 | Ventritex, Inc. | Method for combiner cardiac pacing and defibrillation |
| US4998531A (en) * | 1990-03-28 | 1991-03-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable N-phasic defibrillator output bridge circuit |
| US5282837A (en) * | 1991-04-12 | 1994-02-01 | Incontrol, Inc. | Atrial defibrillator and method |
| US5433729A (en) * | 1991-04-12 | 1995-07-18 | Incontrol, Inc. | Atrial defibrillator, lead systems, and method |
| DE69323310T2 (de) * | 1992-04-06 | 1999-09-09 | Angeion Corp. | Gerät zur behandlung von herzkammer-tachykardien mittels reihe von entferntenfeld-impulsen |
| US5275621A (en) * | 1992-04-13 | 1994-01-04 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for terminating tachycardia |
| ATE197251T1 (de) * | 1992-09-25 | 2000-11-15 | Cardiac Pacemakers Inc | Gerät zur erzeugung von mehrphasigen entflimmerungswellen auf der basis von impulsbreitenverhältnissen |
-
1993
- 1993-08-31 US US08/114,574 patent/US5447518A/en not_active Expired - Fee Related
-
1994
- 1994-07-28 CA CA002129063A patent/CA2129063A1/en not_active Abandoned
- 1994-08-11 EP EP94112555A patent/EP0641573B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1994-08-11 DE DE69427725T patent/DE69427725T2/de not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0641573B1 (de) | 2001-07-18 |
| CA2129063A1 (en) | 1995-03-01 |
| EP0641573A3 (de) | 1997-06-25 |
| US5447518A (en) | 1995-09-05 |
| EP0641573A2 (de) | 1995-03-08 |
| DE69427725D1 (de) | 2001-08-23 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| DE69427725T2 (de) | Gerät zur EKG-bezogenen Herzdefibrillation | |
| DE68925999T2 (de) | Implantierbarer Herzschrittmacher mit automatischer Verstärkungssteuerung und Bandpassfilterung in Rückkopplungsschleife | |
| DE69210252T2 (de) | Verfahren und vorrichtung zum grossflächigen antitachykardie schrittmachen | |
| DE69531529T2 (de) | Implantierbarer kardiovertierer/defibrillator mit einer sich anpassenden refraktärzeit | |
| DE69208772T2 (de) | Impedanz-gesteuerter Defibrillator mit automatischer Pulsdauereinstellung | |
| DE69734454T2 (de) | Vorhofdefibrillationsanordnung mit zwei stromwegen | |
| DE69634069T2 (de) | Implantierbare Vorrichtung zur Herzstimulation | |
| DE3789036T2 (de) | Herzschrittmacher. | |
| DE69222253T2 (de) | Einrichtung zur Induzierung einer Arrhythmie in einem Arrhytmie-Regelsystem | |
| DE10061169B4 (de) | Implantierbares Gerät zur Diagnose und Unterscheidung von supraventrikulären und ventrikulären Tachykardien | |
| DE69826530T2 (de) | Anti-arrhytmischer vorhofsschrittmacher | |
| DE69328709T2 (de) | Vorhofdefibrillator und Mittel zur Stimulation vor der Cardioversion | |
| DE3046681C2 (de) | ||
| DE3882737T2 (de) | Zweiphasige Wellenformen zur Defibrillation. | |
| DE69330995T2 (de) | Vorhof-Defibrillator mit Warnung von einer bevorstehenden Herzrythmuskorrektur | |
| DE68924490T2 (de) | Gerät und Verfahren zur Steuerung der Pulsenergie in Antitachyarrhythmia und Bradykardie-Schrittmacher. | |
| DE69306785T2 (de) | Vorrichtung zur unterscheidung von ventrikulärer und supraventrikulärer tachykardie, sowie vorrichtung zur unterscheidung von schnellem herzrhythmus aus sinus- und nicht-sinus-ursprung | |
| DE69700748T2 (de) | Egm aufzeichnungssystem für implantierbare medizinische vorrichtung | |
| DE69115148T2 (de) | Gerät und Verfahren zur Reizung des Vorhofes vor dem Herzkammerschock in einem Zweikammer-Arrhythmiekontrollsystem. | |
| DE69630054T2 (de) | Atrialer defibrillator | |
| DE69025649T2 (de) | Kombinierte Vorrichtung zur Herz-Reizung und -defibrillation | |
| DE69312624T2 (de) | Vorrichtung zur unterscheidung von tachykardien und fibrillationen und zur entsprechenden behandlung | |
| DE3321695C2 (de) | Elektrostimulations-Vorrichtung zum Behandeln von Herzarrhythmien | |
| DE69222362T3 (de) | Implantierbare Vorrichtung zur Herzrhythmuskorrektur, Herzreizung und Defibrillation mit unterschiedlichen Stimulationsfrequenzen zum unterstützen von Bradykardien | |
| DE69124719T2 (de) | Regelanordnung von Arrhythmien, angewendet zur Erkennung des arrhythmienischen Algorithmus |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| 8364 | No opposition during term of opposition | ||
| 8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |