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Die vorliegende Erfindung bezieht
sich im wesentlichen auf die Weiterentwicklung der in EP-A-0 655
260 beschriebenen Lösung,
nach der der Oberbegriff des Anspruchs 1 gebildet ist.
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Bei derartigen bekannten Anwendungen wird
die Funktion des Myokards mit Hilfe von beschleunigungserfassenden
Mitteln erfaßt,
die bei Verwendung auf die sogenannte natürliche Herzbeschleunigung (Natural
Heart Acceleration, NHA) ansprechen, wobei diese Steuerungs- und
Verarbeitungsmittel aufweisen, die wenigstens ein Segment des Beschleunigungsmesser-Signals,
das der NHA entspricht, isolieren können.
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Die vorliegende Erfindung mit den
in den nachfolgenden Ansprüchen
definierten Eigenschaften bezieht sich im wesentlichen auf einen
Stimulator, der eine Weiterentwicklung derartiger bereits bekannter
Lösungen
darstellt.
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Die Erfindung wird nachfolgend anhand
von Beispielen unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen
beschrieben, wobei
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1 und 2 schematisch den allgemeinen Aufbau
einer Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung
zeigen,
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3a und 3b entsprechende Sätze von Zeitdiagrammen
sind, die sich auf experimentell entwickelte Erfassungssignale der
Herzaktivität
beziehen,
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4 ein
weiteres Diagramm ist, das im wesentlichen einen Algorithmus für die Steuerung
der Stimulationsfrequenz als eine Funktion der maximalen endokardialen
Beschleunigung (Peak Endocardial Acceleration, PEA) darstellt,
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5 eine
mögliche
Variante der in 4 dargestellten
Lösung
zeigt, und
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6a und 6b zwei weitere Diagramme sind,
die zeigen, wie die Antwortkurve einer Vorrichtung gemäß der vorliegenden
Erfindung an die Bedürfnisse
eines Patienten angepaßt
werden kann.
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Eine therapeutische Vorrichtung,
welche die NHA-Signalsegmente
verwendet, ist ein Stimulator (wie beispielsweise ein Schrittmacher)
des derzeit als frequenzgesteuert bezeichneten Typs. Bei dem Stimulator
kann es sich sowohl um einen Einkammer- als auch um einen Zweikammerschrittmacher
handeln. Ein Stimulator dieser Art würde einen Pulsgenerator, einen
Beschleunigungsmesser, einen Elektrokardiogramm-(ECG-)Sensor sowie
geeignete Schrittmacherelektroden umfassen, die Stimulationsimpulse
für den
Vorhof, den Ventrikel oder beide entsprechend der Bedürfnisse
des Patienten erzeugen. Die Eigenschaften eines derartigen Schrittmachers
sind im allgemeinen in den oben genannten Anwendungen diskutiert
worden, insbesondere in Verbindung mit den 1 und 2,
die hier mit den gleichen Bezugsziffern versehen sind. Das NHA-Signal
wird für die
Berechnung des Spitze-zu-Spitze-Werts weiterverarbeitet. Der Spitze-zu-Spitze-Wert,
der innerhalb eines bestimmten Zeitfensters, das eine isolierte Phase
des Herzzyklus, wie beispielsweise die isovolumetrische Kontraktionsphase,
umfaßt,
gemessen wird, ist identifiziert worden als die maximale endokardiale
Beschleunigung (oder, kurz gesagt, PEA, wobei diese Bezeichnung
auch in den der vorliegenden Beschreibung beigefügten Zeichnungen verwendet
wurde).
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In normalen Herzen zeigt sich eine
exzellente Korrelation der PEA sowohl mit dem dP/dt-Maximum des
rechten ventrikels (RV) als auch mit dem dP/dt-Maximum des linken
Ventrikels (LV). Das rechtsventrikuläre (RV) dP/dt-Maximum wurde
bisher bei Herzschrittmachern für
den Antrieb der Stimulationsrate in frequenzgesteuerten Schrittmachern
herangezogen. Die kontraktile Funktion des gesamten Herzens ist
jedoch großenteils
vom linken Ventrikel abhängig,
wo der größte Teil
der Herzmuskelmasse zu finden ist. Es gibt einige Bedingungen, unter
denen das rechtsventrikuläre
(RV) dP/dt-Maximum nicht mit dem linksventrikulären (LV) dP/dt-Maximum korreliert.
Folglich liefert das rechtsventrikuläre (RV) dP/dt-Maximum unter
diesen Bedingungen keine verlässliche
Angabe über
die kontraktile Funktion des Herzens.
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In den 1 und 2, die wie bereits zuvor
erwähnt
den 1 und 2 der bereits bekannten EP-A-0 655
260 entsprechen, stellt der Block 1 im wesentlichen eine
Vorrichtung gemäß der Erfindung
dar, welche die myokardiale Beschleunigung in wenigstens einer isovolumetrischen
Phase erfassen und die so erfaßten
Signale weiterverarbeiten soll; diese Vorrichtung soll in den Körper des
Patienten P implantiert werden.
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Der Block 11 bezeichnet
im wesentlichen eine Vorrichtung zur bidirektionalen Übertragung
von Daten zwischen dem Inneren des Patientenkörpers und der Außenwelt,
so daß die
myokardiale Beschleunigung und aus der Herzfunktion abgeleitete Parameter überwacht
werden können
und der Betrieb des Blockes 1 programmiert werden kann.
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Es ist wünschenswert, daß die Blöcke 1 und 11 in
einer einzigen implantierbaren Vorrichtung integriert sind und gemeinsam
mit der therapeutischen Vorrichtung D wirken, wobei die therapeutische
Vorrichtung D vorzugsweise ebenso implantierbar ist und weiterhin
in der durch die Blökke 1 und 11 gebildeten
Vorrichtung integriert ist. Die Vorrichtung D soll an dem Patienten
P in elektrischer Weise wirken. Folglich umfaßt diese einen Herzstimulator
des frequenzgesteuerten Typs.
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Der Block 1 ist im allgemeinen
mit einem Katheter (Draht) verbunden, wobei die Spitze C des Katheters
auf bekannte Art und Weise in das Myokard eingeführt wird. Die Verbindung wird
durch die Eingangsanschlüsse 2 geschaffen,
bei denen an der Bezugsziffer 2a (entsprechend wohlbekannter
Kriterien) ein endokavitäres
Elektrokardiogramm- (ECG-) Signal und an der Bezugsziffer 2b ein
Signal der natürlichen
Herzbeschleunigung NHA (t) beispielsweise mit einem Sensor, wie
er in der EP-A-0 515 319 beschrieben ist, erfaßt wird.
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Diese Signale werden normalerweise
zu einer zweiten, üblicherweise
unter der Haut angebrachten Referenzelektrode, die beispielsweise
einen an dem selben Katheter angeordneten Ring oder einen Metallbehälter der
therapeutischen Vorrichtung D umfaßt, zurückgeleitet.
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In 2 führen die
Anschlüsse 2a und 2b zu der
Schnittstelle 3 eines Analog-Digital-Wandlers.
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Die Schnittstelle 3 überträgt die von
der Elektrode 2a und dem Beschleunigungsmesser 2b bereitgestellten
Signale nach der Umwandlung in die digitale Form zu dem Eingang eines
Mikroprozessors 4. Dieser Mikroprozessor umfaßt neben
entsprechenden Speichern, beispielsweise des Typs ROM 5 oder RAM 6,
in der Regel ein mit der Bezugsziffer 7 bezeichnetes Steuerungs-
und Verarbeitungssystem mit einer zugehörigen inneren Uhr 8,
sowie ein Ausgangsschnittstellenmodul 9 zur Steuerung der
therapeutischen Vorrichtung D über
entsprechende Ausgangsanschlüsse 10.
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Die bidirektionale Telemetrievorrichtung 11 umfaßt eine
Empfangs-/Sendeschnittstelle 12, die mit dem Mikroprozessor 4 verbunden
ist, sowie einen Radiofrequenz-Empfänger-Sender 13,
der bidirektional mit der Schnittstelle 12 verbunden ist
und zu einer Empfangs/Sendeantenne 14 führt.
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Der Weiterverarbeitungs- und Steuerungskreislauf 7 überwacht
alle Betriebsphasen der Vorrichtung und verarbeitet die von den
angrenzenden Schnittstellen eingehenden Daten. In diesem Fall funktioniert
der ROM 5-Speicher vorzugsweise als ein Programmspeicher,
während
der RAM 6-Speicher
vorzugsweise als Arbeitsspeicher funktioniert und die durch den
Mikroprozessor 4 abhängig
von der durchgeführten
Verarbeitung gespeicherten Programmdaten aufrechterhält.
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Der Empfänger/Sender 11 tauscht
Informationen zwischen einer externen Programmiervorrichtung 15 und
dem Steuerungssystem 7 aus. Er dient insbesondere zur Erfassung
extern programmierter Parameter und zur Übertragung von in dem RAM 6-Speicher
gespeicherten Werten. Die übertra genen Daten
beziehen sich typischerweise auf durch das System nach einer Messung
verarbeitete Parameter oder dienen der Steuerung des korrekten Dialogs zwischen
dem externen Programmierer und der implantierten Vorrichtung. Die
Erfassung und Übertragung
von Daten zwischen der implantierbaren Vorrichtung und dem externen
Programmierer findet, wie bereits erwähnt, in Radiofrequenz statt.
All dies ist entsprechend technischer Charakteristiken ausgebildet,
die im Stand der Technik wohl bekannt sind.
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Die innere Uhr 8, die ebenso
programmierbar ist, kann dem Verarbeitungssystem eine Referenzzeit
liefern, die für
die Gewährleistung
einer korrekten Zeitbasis, auf die sich alle Messungen beziehen,
erforderlich ist.
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Die von dem System 7 durchgeführten Verarbeitungsvorgänge der
aus den Anschlüssen 2a und 2b stammenden
Signale dienen in erster Linie der Analyse des EKG-Signals (Anschluss 2b),
so daß elektrokardiographisch
wichtige Phasen und/oder Ereignisse, wie beispielsweise der QRS-Komplex oder die
T-Welle, anhand ihrer Dauer und Amplitude identifiziert werden können; andere
Parameter, wie beispielsweise die Schlagperiode und die Frequenz, werden
auf gleiche Weise erfaßt.
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All diese Vorgänge finden auf bekannte Art und
Weise statt.
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Ausgehend von der Analyse des EKG-Signals
ist das System 7 durch Isolieren von bestimmten Zeitphasen
(Segmenten) aus dessen Wertebereich an dem NHA(t)-Signal wirksam,
wobei diese Phasen beispielsweise Phasen mit großer hämodynamischer Relevanz darstellen.
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Das Steuerungs- und Verarbeitungssystem 7 kann
diese Signale identifizieren (isolieren), wobei auf diese Signale
ausführlich
in der Einleitung der vorliegenden Beschreibung eingegangen wurde.
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Die 3a und 3b zeigen Daten, die bei
Experimenten an einem narkotisierten Schaf erfaßt wurden. 3a zeigt das RV-dP/dt-Maximum und das LV-dP/dt-Maximum,
die in einer Zeitdauer von 15 Minuten während positiv inotroper Stimulation
durch eine Dobutamin-Infusion erfaßt wurden. Die PEA wurde über die
gleiche Zeitdauer anhand eines in der Spitze des rechten Ventrikels
angeordneten Sensors gemessen. Die 3a zeigt
eine direkte Korrelation zwischen der PEA, dem RV-dP/dt-Maximum
und dem LV-dP/dt-Maximum über
diese 15-Minuten-Zeitperiode für
ein normales Herz.
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Während
des gleichen Experiments wurde durch den Verschluss der Pulmonalarterie
mit einem Ballon die Bedingung einer akuten rechtsventrikulären (RV)
Drucküberlastung
sowie einer inadäquaten linksventrikulären (LV)
Füllung
geschaffen. 3b zeigt
das RV-dP/dt-Maximum und das LV-dP/dt-Maximum, die über eine
Zeitdauer von 60 Sekunden während
des Verschlusses der Pulmonalarterie erfaßt wurden. Die PEA wurde wiederum
für die
Dauer der selben 60-Sekunden-Zeitperiode erfaßt. Die Daten in
3b zeigen eine direkte Korrelation
zwischen dem LV-dP/dt-Maximum
und der PEA und demonstrieren die Dominanz der linksventrikulären (LV)
Kontraktibilität
bei der Modulation von PEA-Veränderungen.
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Die Daten stützen die Schlussfolgerung,
daß die
durch einen im RV angeordneten Sensor erfaßten PEA-Werte eine genaue
Anzeige für
die kontraktile Funktion des gesamten Herzens liefern, sogar, wenn das
RV-dP/dt-Maximum und das LV-dP/dt-Maximum nicht miteinander korrelieren.
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Ferner ist experimentell gezeigt
worden, daß die
PEA unter adrenerger Stimulation, wie sie während körperlicher Aktivität und mentalem
Streß auftritt,
eine beträchtliche
Korrelation mit der Herzfrequenz aufweist. Es wurde jedoch weiterhin
experimentell gezeigt, daß die
PEA nicht signifikant von Herzfrequenzveränderungen abhängig ist,
die durch Schrittmacherstimulation unter Ruhebedingungen herbeigeführt werden.
Diese Datenlage spricht für die
Verwendung der PEA als einen effektiven physiologischen Parameter,
auf dem ein frequenzgesteuertes Schrittmachersystem basieren kann.
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4 zeigt
den Graphen eines Algorithmus, der auf der Verwendung der PEA für die Steuerung der
Schrittmacherrate eines frequenzgesteuerten Schrittmachers, ähnlich zu
dem in Zusammenhang mit den 1 und 2 diskutierten, beruht. Ein PEA-Referenzwert
(in den Figuren mit PEAREF bezeichnet) wird ausgewählt, um
den basalen Zustand des Herzens wiederzugeben. Der PEAREF wird durch
Messung der PEA auf einer Zyklus-zu-Zyklus-Basis und die Verwendung
eines mobilen Mittelwertberechnungs-Prozesses mit einer langen Zeitkonstanten
erhalten. Der PEAREF ist folglich ein fluktuierender Wert, der basierend
auf dem durchschnittlichen PEA-Wert über eine lange Zeitdauer, die
von einer Stunde oder weniger bis zu 48 Stunden oder mehr betragen
kann, aktualisiert wird. Durch die Wahl einer langen Zeitdauer für die Mittelwertberechnung
der PEA liefert der PEAREF-Wert einen akkuraten basalen PEA-Wert
der kontraktilen Funktion des Herzens, der unbeeinflusst bleibt
von kurzen Episoden körperlicher
Aktivität
und/oder mentalen Stresses. Das System justiert sich selbst dadurch,
daß der PEAREF-Wert
sich ändert,
um sich Langzeitveränderungen
des basalen Herzstatus anzupassen.
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Wie in 4 gezeigt,
stellt sich die Schrittmacherrate von einem niedrigeren Grenzwert
oder von einer Ruherate auf einen oberen Frequenz-Grenzwert ein.
In diesem Falle wurden für
die Ruherate 50 Schläge
pro Minute (pulses per minute, ppm) und für die obere Rate 140 ppm gewählt. Diese Grenzwerte
können
vollständig
programmierbar sein, so daß sie
entsprechend der Bedürfnisse
oder der Voraussetzungen des Patienten angepaßt werden können. Die Basalrate zeigt den
Wert der Schrittmacherrate unter basalen Bedingungen an, beispielsweise,
wenn kein Streß oder
keine körperlicher
Aktivität
vorhanden sind. Die Ruherate kann programmiert werden, um die Möglichkeit
zu schaffen, eine niedrigere Herzfrequenz dann zuzulassen, wenn
der aktuelle Wert der PEA knapp unterhalb von PEAREF liegt. In diesem
Beispiel wurde die Basalrate 10 ppm oberhalb der Ru herate festgelegt.
Es wird angenommen, daß es
wünschenswert
ist, daß die
Ruherate die Anpassung der Herzfrequenz auf einen niedrigeren Wert
als die normale Basalrate (Basis-Rate) ermöglicht, beispielsweise während Schlafperioden.
Es sollte jedoch klar sein, daß bei
der Programmierung für
den Unterschied zwischen Basis-Rate und Ruherate ein Wert von Null
bis zu mehr als 10 ppm gewählt werden
kann.
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Die Steigung 100 zwischen
der Basis-Rate und der oberen Rate dient als Rate-Antwort-Kurve, so
daß das
Verhältnis
zwischen der aktuell gemessenen PEA und der Schrittmacherrate ermittelt
wird. Obwohl die Steigung 100 linear dargestellt ist, kann sie
so programmiert werden, daß sie
bei jedem gewünschten
nichtlinearen Verhältnis
zwischen Schrittmacherrate und PEA wirksam ist.
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Die Schrittmacherrate wird von Zyklus
zu Zyklus als eine Funktion des Unterschiedes zwischen aktuell gemessener
PEA und PEAREF berechnet. In 4 ist
beispielsweise zu erkennen, daß die
Schrittmacherrate etwa 117 ppm beträgt, wenn die aktuelle PEA konstant
und gleich 3 g ist.
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5 zeigt
den Effekt einer Änderung
des PEAREF auf die Schrittmacherrate. Wenn PEAREF sich von 1 g auf
0,6 g verringert, verschiebt sich die Steigung 100 nach
links auf die Position der Steigung 100a. In diesem Fall
resultiert eine aktuell gemessene PEA von 3 g in eine Schrittmacherrate
von etwa 122 ppm. Wenn PEAREF sich auf 1,8 g erhöht, verschiebt sich die Steigung 100 nach
rechts auf die Position der Steigung 100b. In dieser Position
beträgt die
Schrittmacherrate bei einer aktuell gemessenen PEA von 3 g 91 ppm.
Es sollte beachtet werden, daß der
Algorithmus, auf dem die Schrittmacherrate basiert, differentialer
Natur ist. Zum Beispiel bewirkt folglich ein Anstieg der PEA von
1 g, beispielsweise von 2 g auf 3 g, einen Anstieg der Schrittmacherrate um
den gleichen Wert, unabhängig
davon, ob die Steigung in der Position der Steigung 100a, 100 oder 100b angeordnet
ist.
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Wie in den 6a und 6b gezeigt
ist, kann die Rate-Antwort-Kurve
abhängig
von den Bedürfnissen
des Patienten auf eine höhere
oder niedrigere Antwort programmiert werden. 6a zeigt eine Gruppe von Antwort-Kurven 100c, 100d und 100e. Kurve 100c weist
eine höhere
Schrittmacherrate-Antwort auf als Kurve 100d, die wiederum
eine höhere Schrittmacherrate-Antwort
aufweist als Kurve 100e. 6b zeigt
nichtlinearer Rate-Antwort-Kurven 100f, 100g und 100h,
die Antwortraten aufweisen, die von sehr schnell (100f) über mittel
(100g) bis langsam (100h) variieren. Die 6a und 6b zeigen lediglich einige wenige Beispiele
für die
Programmierungsmöglichkeiten
eines Schrittmachers, um eine bestimmte, für den Patienten gewünschte,
Antwort zu erzielen.
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Bei der vorliegenden Erfindung wird
angenommen, daß die
PEA einen wirksamen Parameter darstellt, der für die Steuerung der atioventrikulären Verzögerung (AV-Verzögerung)
bei Patienten verwendet werden können,
die an einer Form von kardialen Erregungsleitungsstörungen leiden,
die mit einer Kardiomyopathie assoziiert sein können. Es ist bekannt, daß die Herzleistung
(cardiac output, CO), die Herzfrequenz (heart rate, HR) und das
Schlagvolumen (stroke volume, SV), wie in folgender Formel dargestellt,
zusammenhängens CO = HR × SV
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Da das Schlagvolumen zum Teil von
der AV-Verzögerung
abhängig
ist, ist klar, daß das
Herzleistung optimiert wird, wenn die AV-Verzögerung derart festgesetzt wird,
daß eine
optimale Füllungszeit
für die
Ventrikel gewährleistet
wird.
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Es wird angenommen, daß eine Korrelation zwischen
der AV-Verzögerung und
der PEA besteht. Aus diesem Grunde wird für die Festsetzung der AV-Verzögerung innerhalb
der oberen und unteren programmierbaren Grenzwerte ein Algorithmus
verwendet, der auf dem Verhältnis
zwischen AV-Verzögerung und
der PEA basiert. Dieser Algorithmus wird verwendet, um die AV-Verzögerung als
eine Funktion der aktuell gemessenen PEA zu optimieren. Diese Eigenschaft
kann allein oder in Kombination mit der oben diskutierten Rate-Antwort-Eigenschaft
verwendet werden. Folglich kann der Schrittmacher verwendet werden,
um die Schrittmacherrate und/oder die AV-Verzögerung anzupassen, so daß ein System
geschaffen wird, das die Herzleistung entsprechend der Bedürfnisse
des Patienten optimiert.