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HINTERGRUND
DER ERFINDUNG
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Die
Erfindung betrifft allgemein einen selbsttätigen implantierbaren Vorhof-Defibrillator
zum Zuführen
von Kardioversions- oder Defibrillationsspannung zu den Vorhöfen eines
Patienten, der geeignet ist, eine effektive Kardioversion mit verringertem
Unbehagen für
den Patienten bereitzustellen. Die vorliegende Erfindung ist insbesondere
auf einen solchen Vorhof-Defibrillator gerichtet, der einen Kardioversionsausgangsspannungs-Begrenzer
zum Simulieren von Ausgangsspannungswellenformen enthält, die von
Speicherkondensatoren größerer Kapazität als denjenigen
geliefert werden, die die Kardioversionsspannung tatsächlich liefern.
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Vorhof-Fibrillation
ist wahrscheinlich die häufigste
Herzrythmusstörung.
Obwohl sie gewöhnlich nicht
eine lebensbedrohliche Arrhythmie ist, steht sie mit Schlaganfällen in
Zusammenhang, von denen man annimmt, dass sie durch Blutgerinnsel
verursacht werden, die sich in Bereichen stagnierenden Blutflusses
als ein Ergebnis anhaltender Vorhof-Fibrillation bilden. Patienten,
die an Vorhof-Fibrillation leiden, nehmen im Allgemeinen Herzklopfen
und eine verringerte Herzleistung wahr. Dies führt häufig zu Benommenheit oder,
in Extremfällen,
zu Bewusstlosigkeit.
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Vorhof-Fibrillation
wird häufig
durch externe Defibrillation von der Art korrigiert, die im Stand
der Technik wohl bekannt ist. Diese Behandlung umfasst das Zuführen einer
relativ großen
Menge elektrischer Energie zu dem Herzen mit externen Hautoberflächenelektroden.
Diese Energie wird synchron mit einer erkannten R-Welle (elektrische
Aktivierung) des Herzens zugeführt.
Die Behandlung ist sehr schmerzhaft und kann eine Krankenhauseinweisung für bis zu
ein paar Tagen erforderlich machen. Unglücklicherweise verschafft sie
meist lediglich eine vorübergehende
Besserung, die nur ein paar Wochen dauert.
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Es
stehen Medikamente zur Verfügung,
um die Fälle
von Vorhof-Fibrillation zu verringern. Jedoch haben solche Drogen
viele Nebenwirkungen. Darüber
hinaus sind viele Patienten ihnen gegenüber resistent, was ihren therapeutischen
Effekt erheblich reduziert.
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Um
dem Erfordernis einer externen Defibrillation und einer medikamentösen Therapie
entgegen zu treten, sind implantierbare Vorhof-Defibrillatoren vorgeschlagen
worden, um eine Besserung für
Patienten bereitzustellen, die an dieser Herzrythmusstörung leiten.
Zwei solcher Defibrillatoren waren, obwohl als implantierbar dargestellt,
nicht vollständig selbsttätig und
erforderten einen menschlichen Eingriff zum Kardiovertieren oder
Defibrillieren des Herzens. Diese beiden Defibrillatoren erforderten,
dass der Patient die Symptome einer Vorhof-Fibrillation erkennt. Ein Defibrillator
erforderte einen Besuch bei einem Arzt zum Aktivieren des Defibrillators.
Der andere Defibrillator erforderte, dass der Patient den Defibrillator
mit einem Magneten von außerhalb
der Haut des Patienten aktiviert.
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Es
ist bevorzugt, dass eine implantierbare Herzeinrichtung, wie etwa
ein Vorhof-Defibrillator, wirklich selbsttätig ist. Damit ein implantierbarer
Vorhof-Defibrillator wirklich selbsttätig ist, muss er in der Lage
sein, eine Vorhof-Fibrillation
präzise
zu erkennen und dann den Vorhöfen
eine Kardioversionsspannung sicher zuzuführen, um diese in einen normalen
Sinusrythmus (NSR) zu konvertieren.
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Das
Erkennen einer Vorhof-Fibrillation ist ein zweiteiliger Prozess.
Zunächst
muss ein Vorhof-Defibrillator in der Lage sein, eine Aktivität des Herzens, wie
etwa die Vorhof-Aktivität, zu erfassen.
Nachdem die Herzaktivität,
wie etwa die Vorhof-Aktivität,
erfasst worden ist, muss ein Vorhof-Fibrillations-Detektor dann feststellen,
ob die erfasste Herzaktivität
ein Fibrillations-Kriterium erfüllt.
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Sobald
Vorhof-Fibrillation erkannt worden ist, ist es dann notwendig, den
Vorhöfen
einen kardiovertierenden Spannungsimpuls zuzuführen, um das Herz in NSR zurückzuführen. Diesbezüglich wird
ein Speicherkondensator auf eine Spannung aufgeladen und dann entladen,
um dem Herzen die Kardioversionsspannung zuzuführen. Um sicherzustellen, dass die
Kardioversionsspannung den Vorhöfen
sicher zugeführt
wird, ist es bevorzugt, dass der Kondensator synchron mit einer
erkannten R-Welle entladen wird. Ein Synchronisationssystem enthält bevorzugt
zwei ventrikuläre
Erfassungskanäle
und erfordert, dass eine R-Welle in beiden Kanälen erfasst wird, bevor die
Spannung zugeführt
werden kann. Darüber
hinaus kann die Erfüllung
anderer Synchronisationskriterien erforderlich sein, wie etwa ein
Minimalintervallkriterium, wie es z. B. in Adams et al. US-Patent
Nr. 5,207,219 beschrieben ist, das am 4. Mai 1993 für ATRIAL
DEFIBRILLATOR AND METHOD FOR PROVIDING INTERVAL TIMING PRIOR TO
CARDIOVERSION erteilt wurde und dessen Inhaber der Inhaber der vorliegenden
Erfindung ist.
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Somit
muss ein selbsttätiger
Vorhof-Defibrillator, wie aus dem Vorangegangenen ersichtlich ist, Herzaktivität verlässlich erfassen,
die Notwendigkeit einer Kardioversion verlässlich erkennen und Kardioversionsspannung
den Vorhöfen
des Herzens eines Patienten sicher zuführen. Um eine vernünftige Gewähr dafür zu bieten,
dass die Kardioversionsspannung die Vorhöfe tatsächlich erfolgreich kardiovertiert,
sollte die zugeführte
Spannung einen Spitzenwert über
einem vorbestimmten minimalen Spitzenwert haben, der erforderlich
ist, um die Vorhöfe
effektiv zu kardiovertieren. Dieser Spannungspegel wird gewöhnlich als
die Defibrillationsschwelle bezeichnet.
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Die
Spitzenspannung, die erforderlich ist, um effektiv zu kardiovertieren,
steigt an, wenn die Kondensatorentladungszeit oder die Impulsbreite
abnimmt. Die Kondensatorentladungsgeschwindigkeit steigt an (was
kürzere
Kondensatorentladungszeiten zur Folge hat), wenn die Kondensatorkapazität abnimmt.
Somit können
größere Kapazitäten über längere Zeiträume entladen
als kleinere Kapazitäten. Als
eine Folge erfordern größere Kapazitäten auch eine
niedrigere Spitzenspannung, um effektiv zu kardiovertieren.
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Da
Patienten, die an Vorhof-Fibrillation leiden, während der Kardioversion bei
Bewusstsein sind (anders als Patienten, die an Kammerflimmern leiden),
wird ein durch die Kardioversion verursachtes Unbehagen oder ein
durch die Kardioversion verursachter Schmerz zu einem Problem. Offensichtlich ist
es um so besser, je weniger Unbehagen ein Patient als ein Ergebnis
der Kardioversion verspürt.
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Unbehagen
oder Schmerz, die sich aus der Kardioversion ergeben, sind eine
Nervensystemreaktion auf die abgegebene Spannung. Die physiologische
Basis für
dieses besteht darin, dass Nervengewebe eine viel schnellere Membranzeitkonstante als
der Herzmuskel hat. Daher erzeugen Entladungen kürzerer und höherer Spitzenspannung
mehr Schmerzen oder Unbehagen als es Entladungen längerer und
niedrigerer Spitzenspannung tun.
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Die
logische Folgerung aus dem Vorangegangenen würde darin bestehen, eine so
große
Kapazität
wie möglich
zu verwenden, um die Vorhöfe
zu kardiovertieren. Dies würde
die längste
Entladungszeit, die niedrigste erforderliche Spitzenspannung und
das wenigste Unbehagen für
eine erfolgreiche Kardioversion zur Folge haben. Unglücklicherweise ist
auch die Größe einer
implantierbaren Vorrichtung von Bedeutung. Höhere Kapazitätswerte
erfordern Kondensatoren größerer Abmessungen.
Offensichtlich wird ein Punkt erreicht, an dem die Kondensatorgröße unzweckmäßig wird.
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Für eine Vorhof-Defibrillation
ist festgestellt worden, dass für
viele Patienten ein Kondensator mit einer Kapazität in dem
Bereich von 70 bis 100 Mikrofarad (μF) und insbesondere 80 μF mit einer
Gesamt-Entladungszeit von 6 ms in Hinblick auf die Spannungsschwelle
und die Kondensatorgröße eine geeignete
Wahl darstellt. Einige Patienten können jedoch an ihrer Spannungsschwelle
Unbehagen verspüren.
Für diese
Patienten wäre
eine längere
Entladungszeit und eine niedrigere Spannungsschwelle erstrebenswerter.
Unglücklicherweise
würde dieses einen
höheren
Speicherkapazitätswert
und somit einen Kondensator größerer Abmessungen
erfordern, was unzweckmäßig sein
kann.
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Die
vorliegende Erfindung schafft eine elegante Lösung für dieses Problem. Gemäß ihren
weiteren Zielen gestattet es die vorliegende Erfindung, dass ein
Kondensator für
eine Zeitdauer entladen wird, die länger ist, als er normalerweise
entladen würde.
Sie gestattet gleichzeitig, dass dem Herzens eines Patienten eine
niedrigere Spannung zugeführt wird,
um eine erfolgreiche Kardioversion zu erreichen. Auf diese Weise
muss der Kapazitätswert
und somit die Kapazitätsgröße nicht
erhöht
werden.
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ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Die
vorliegende Erfindung stellt einen implantierbaren Vorhof-Defibrillator
bereit, der einen Speicherkondensator zum Speichern elektrischer Energie,
Schaltermittel zum Abgeben von zumindest einem Teil der gespeicherten
Energie in das Herz eines Patienten als eine Entladungsspannung
und Lademittel zum Laden des Speicherkondensators mit der gespeicherten
Energie auf eine Spitzenspannung enthält, gekennzeichnet durch einen
Begrenzer zum Verhindern, dass die Entladungsspannung einen Spannungsgrenzwert überschreitet,
wobei der Spannungsgrenzwert ein im Wesentlichen konstanter Bruchteil
der Spitzenspannung ist.
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KURZE BESCHREIBUNG DER
ZEICHNUNGEN
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1 ist
ein schematisches Blockdiagramm eines die vorliegende Erfindung
verkörpernden
vollständig
implantierbaren Vorhof-Defibrillators zum Zuführen einer Defibrillationsspannung
zu den Vorhöfen eines
menschlichen Herzens, der in Verbindung mit einem menschlichen Herzen
gezeigt ist, das eine Vorhof-Fibrillations-Überwachung und potentiell eine Kardioversion
der Vorhöfe
benötigt.
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2 ist
ein schematisches Diagramm einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung.
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3 zeigt überlagerte
Defibrillationsspannungswellenformen in einer Auftragung von Spannung
gegen Zeit zur Darstellung von Hauptaspekten der vorliegenden Erfindung.
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DETAILLIERTE
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSBEISPIELE
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Nun
auf 1 Bezug nehmend, zeigt sie einen die vorliegende
Erfindung verkörpernden
vollständig
implantierbaren Vorhof-Defibrillator 30, der in Verbindung
mit einem schematisch dargestellten menschlichen Herzen 10 gezeigt
ist, das einer Vorhof-Fibrillations-Überwachung und potentiell einer Kardioversion
der Vorhöfe
bedarf. Die in 1 dargestellten Teile des Herzens 10 sind
die rechte Herzkammer 12, die linke Herzkammer 14,
der rechte Vorhof 16, der linke Vorhof 18, die
obere Hohlvene 20, der Koronarsinuskanal 21, der,
wie er hierin verwendet wird, den Koronarsinus 22 und die
große
Herzvene 23 bezeichnet, das Koronarsinusostium oder die Koronarsinusöffnung 24,
die freie Wand 26 der linken Herzkammer und die untere
Hohlvene 27. Darüber hinaus
bezeichnet der Begriff "elektrische
Aktivierungen",
wie er hierin verwendet wird, R-Wellen des Herzzyklus des Herzens,
die Depolarisierungen der Herzkammern 12 und 14 sind.
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Der
Vorhof-Defibrillator 30 enthält allgemein ein Gehäuse 32 zum
hermetischen Abdichten der im Folgenden zu beschreiben den inneren
Schaltungselemente des Vorhof-Defibrillators, eine endokardiale erste
Leitung 34 und eine intravaskuläre zweite Leitung 36.
Das Gehäuse 32 und
die ersten und zweiten Leitungen 34 und 36 sind
angeordnet, um unter die Haut eines Patienten implantiert zu werden,
um den Vorhof-Defibrillator 30 vollständig implantierbar zu machen.
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Die
endokardiale erste Leitung 34 weist bevorzugt eine endokardiale
zweipolige Leitung mit Elektroden 38 und 40 auf,
die zum Herstellen eines elektrischen Kontaktes mit der rechten
Herzkammer 12 des Herzens 10 angeordnet sind.
Die Elektroden 38 und 40 erlauben eine zweipolige
Erfassung der ventrikulären
Aktivierungen in der rechten Herzkammer. Wie dargestellt ist, wird
die Leitung 34 bevorzugt durch die obere Hohlvene 20 in
den rechten Vorhof 16 und dann in die rechte Herzkammer 12 geführt.
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Die
zweite Leitung 36 enthält
allgemein eine erste oder Spitzenelektrode 44 und eine
zweite oder proximale Elektrode 46. Wie dargestellt ist,
ist die zweite Leitung 36 flexibel und angeordnet, um die obere
Hohlvene 20 herunter in den rechten Vorhof 16,
in das koronare Sinusostium 24 und weiter in den koronaren
Sinuskanal 21 des Herzens nahe seiner linken Seite geführt zu werden,
sodass die erste oder Spitzenelektrode 44 sich innerhalb
des koronaren Sinuskanals 21 entweder in dem Herzsinus 22 benachbart
zu der linken Herzkammer 14 und unter dem linken Vorhof 18 oder
am meisten bevorzugt in der großen
Herzvene 23 benachbart. zu der linken Herzkammer 14 und
unter dem linken Vorhof 18 befindet. Die Elektronen 44 und 46 sind
so voneinander beabstandet, dass sich die zweite Elektro de 46 in
dem rechten Vorhof 16 befindet, wenn die erste Elektrode 44 wie
oben beschrieben angeordnet ist.
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Die
erste Elektrode 44 stellt zusammen mit der zweiten Elektrode 46 eine
zweipolige Erfassung der Herzaktivität in den Vorhöfen 16 und 18 bereit. Die
erste Elektrode 44 und die zweite Elektrode 46 ermöglichen
ferner die Zufuhr defibrillierender elektrischer Energie oder Spannung
zu den Vorhöfen.
Weil die erste Elektrode 44 unter dem linken Vorhof 18 nahe
der linken Herzkammer 14 angeordnet ist und die zweite
Elektrode 46 sich in dem rechten Vorhof 16 befindet,
ist die zwischen diesen Elektroden zugeführte elektrische Energie im
Wesentlichen auf die Vorhöfe 16 und 18 des
Herzens 10 beschränkt.
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Innerhalb
des Gehäuses 32 enthält der Vorhof-Defibrillator 30 einen
ersten Erfassungsverstärker 50,
einen zweiten Erfassungsverstärker 52 und einen
R-Wellen-Detektor 54. Der erste Erfassungsverstärker 50 bildet
ein erstes Erfassungsmittel, das zusammen mit der ersten Elektrode 44 und
der zweiten Elektrode 46 der zweiten Leitung 36,
mit der er gekoppelt ist, eine Vorhof-Aktivität des Herzens erkennt. Der
zweite Erfassungsverstärker 52 und
der R-Wellen-Detektor 54 bilden ein zweites Erfassungsmittel,
das zusammen mit der ersten Leitung 34, mit der der Erfassungsverstärker 52 gekoppelt
ist, ventrikuläre
Aktivierungen der rechten Herzkammer 12 erfasst.
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Der
Ausgang des ersten Erfassungsverstärkers 50 ist mit einem
Analog-Digital-Wandler 60 gekoppelt, der die für die erfasste
Vorhof-Aktivität
des Herzens charakteristischen analogen Signale in digitale Abtastungen
zur weiteren Verarbeitung in einer im Folgenden beschriebenen Weise
wandelt. Der Ausgang des zweiten Erfassungsverstärkers ist mit dem R-Wellen-Detektor 54 gekoppelt.
Der R-Wellen-Detektor 54 ist von der im Stand der Technik
wohl bekannten Art, die auf das Ereignis der Erfassung einer R-Welle
während
eines Herzzyklus des Herzens hin einen Ausgangsimpuls liefert.
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Das
Gehäuse 32 des
Vorhof-Defibrillators 30 enthält ferner einen Mikroprozessor 62.
Der Mikroprozessor 62 ist bevorzugt implementiert, um einen Vorhof-Fibrillations-Detektor 70 zu
bilden und um eine Ladungsabgabe- und Energiesteuerstufe 72 zu bilden.
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Der
Mikroprozessor 62 ist angeordnet, um in Verbindung mit
einem Speicher (nicht gezeigt) zu arbeiten, der mit dem Mikroprozessor 62 durch
einen Mehrbit-Adressbus (nicht gezeigt) und einen bidirektionalen
Mehrbit-Datenbus (nicht gezeigt) gekoppelt sein kann. Dies gestattet
es dem Mikroprozessor 62, gewünschte Speicherstellen in dem
Speicher zum Ausführen
von Schreib- oder Leseoperationen zu adressieren. Während einer
Schreiboperation speichert der Mikroprozessor Daten, wie etwa Zeitintervalle
oder Betriebsparameter, in dem Speicher an den durch Mehrbit-Adressen,
die über
den Adressbus übertragen
werden, definierten Adressen und überträgt das Datum über den
Mehrbit-Datenbus an den Speicher. Während einer Leseoperation erhält der Mikroprozessor 62 Daten
aus dem Speicher an den durch die Mehrbit-Adressen, die über den Adressbus
bereitgestellt werden, identifizierten Speicherstellen und empfängt die
Daten aus dem Speicher über
den bidirektionalen Datenbus.
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Zum
Eingeben von Betriebsparametern in den Mikroprozessor 62,
wie etwa vom Defibrillations-Spitzenspannungspegel in die Stufe 72,
oder zum Empfangen von Betriebsbefehlen empfängt der Mikroprozessor 62 die
programmierbaren Betriebsparameter und Betriebsbefehle von einer
externen Steuereinrichtung 100, welche außerhalb
der Haut des Patienten angeordnet ist und der Steuerung einer Bedienungsperson
unterliegt, wie etwa eines Arztes. Die externe Steuereinrichtung 100 ist
angeordnet, um mit einem Empfänger/Sender 102 zu kommunizieren,
der mit dem Mikroprozessor 62 über einen bidirektionalen Bus 104 gekoppelt
ist. Der Empfänger/Sender 102 kann
von der im Stand der Technik wohl bekannten Art zum Übertragen
verschiedener Informationen, die er von dem Mikroprozessor 62 erhält, an die
externe Steuereinrichtung 100 oder zum Empfangen von Programmierparametern
und Betriebsbefehlen von der externen Steuereinrichtung 100 sein,
die der Empfänger/Sender 102 dann
an den Mikroprozessor 62 zur Speicherung in einem Intervallspeicher überträgt.
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Der
Empfänger/Sender 102 enthält eine Sendespule,
sodass der Empfänger/Sender 102 und die
Spule 106 ein Kommunikationsmittel bilden. Solche Kommunikationsmittel
sind im Stand der Technik wohl bekannt und können wie oben angegeben zum Empfangen
von Befehlen von außerhalb
des implantierbaren Gehäuses 32 und
zum Übertragen
von Daten an die externe Steuereinrichtung 100 aus dem implantierbaren
Gehäuse 32 eingesetzt
werden. Ein solches Kommunikationssystem ist z. B. im US-Patent
Nr. 5,342,408 offenbart.
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Um
die Bezeichnung der verschiedenen strukturellen Elemente innerhalb
des Gehäuses 32 zu
vervollständigen,
enthält
der Vorhof-Defibrillator 30 ferner eine Ladeeinrichtungs-
und Speicherkondensatorschaltung 74, die eine Ladeeinrichtung 80 zum
Laden eines Speicherkondensators 82 mit Energie auf eine
Spitzenspannung enthält.
Der Vorhof-Defibrillator 30 enthält ferner eine Entladungsschaltung 76.
Die Entladungsschaltung 76 enthält eine die vorliegende Erfindung
verkörpernde
Serienpassierschaltung (series-pass circuit) 84 und einen Kreuzungspunktschalter
(crosspoint switch) 86, wie es in US-Patent Nr. 5,251,624
offenbart ist, zum Entladen des Speicherkondensators 82 in
der Schaltung 74 gemäß der vorliegenden
Erfindung, um eine gesteuerte Spannungsabgabe von reduzierter Spannung
und erhöhter
Impulsbreite bereitzustellen, um das Unbehagen des Patienten während einer
Kardioversion der Vorhöfe
des Herzens zu verringern. Die Entladungsschaltung 76 ist
mit der ersten Elektrode 44 und der zweiten Elektrode 46 der
zweiten Leitung 36 zum Zuführen der Kardioversions- oder
Defibrillationsspannung zu den Vorhöfen gekoppelt. Schließlich enthält der Defibrillator 30 eine
erschöpfbare
Energiequelle 78, wie etwa eine Lithiumbatterie, zum Liefern
von Energie an die elektrischen Komponenten des Vorhof-Defibrillators 30.
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Wenn
der Vorhof-Defibrillator 30 in seiner normalen Betriebsart
arbeitet, werden der Vorhof-Fibrillations-Detektor 70,
der Erfassungsverstärker 50 und
der Analog-Digital-Wandler 60 bevorzugt zu vorbestimmten
Zeiten aktiviert. Wenn der Vorhof-Fibrillations-Detektor 70 feststellt,
dass die Vorhöfe 16 und 18 sich
in einer Fibrillation befinden und somit eine Kardioversion benötigen, veranlasst
die Ladungsabgabesteuerung 72, dass die Ladeeinrichtung 80 den Speicherkondensator 82 mit
Energie auf einen Spitzenspannungspegel über der Schwelle des Patienten
auflädt.
Wenn dann die Synchronisationskriterien er füllt sind, veranlasst die Ladungsabgabesteuerung 72,
dass die Entladungsschaltung 76 etwas der Spannung an dem
Kondensator 82 in die Elektroden 44 und 46 zum
Kardiovertieren der Vorhöfe
abgibt.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung ist die Entladungsimpulsbreite länger als es normalerweise für den Kapazitätswert des
Kondensators 82 der Fall wäre. Dies wird durch die Serienpassierschaltung 84 möglich gemacht,
die verhindert, dass die Entladungsspannung einen Spannungsgrenzwert überschreitet,
der ein im Wesentlichen konstanter Bruchteil der Spitzenspannung
ist. Genauer und als ein Beispiel wird der Kondensator 82,
der eine Kapazität von
80 μF haben
kann, auf eine Spitzenspannung aufgeladen, die notwendig ist, um
die Schwelle für eine
3 Millisekunden und 3 Millisekunden Zweiphasen-Entladungswellenform
zu erfüllen.
Jedoch wird der Kondensator 82 bevorzugt mit einer 6 Millisekunden
und 6 Millisekunden Zweiphasen-Wellenform entladen, während die
Serienpassierschaltung 84 verhindert, dass die Entladungsspannung
einen Spannungsgrenzwert überschreitet,
der drei Viertel der Spitzenspannung beträgt. Auf diese Weise kardiovertiert
eine ausreichende aber niedrigere Spannung die Vorhöfe mit der
doppelten Impulsbreite. Als ein Ergebnis empfindet der Patient ein
verringertes Unbehagen als ob eine Kapazität von 160 μF verwendet worden wäre.
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3 stellt
die Unterschiede in den zwei Entladungsspannungs-Wellenformen dar,
wenn ein Speicherkondensator von 80 μF verwendet wird. Die Wellenform 90 ist
eine 3 Millisekunden (3ms) und 3 Millisekunden (3 ms) Zweiphasen-Wellenform,
die normalerweise unter Verwendung eines 80 μF-Kondensators erzeugt wird.
Somit sind die beiden Zeitintervalle oder -phasen t1 und
t2 3 Millisekunden. Die Spitzenspannung
Vp ist die Spitzenentladungsspannung, die notwendig ist, um die
Schwelle des Patienten unter Verwendung eines 80 μF-Kondensators und
einer 3 ms und 3 ms Zweiphasen-Entladungs-Wellenform zu überschreiten.
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Die
Wellenform 92 ergibt sich, wenn die Serienpassierschaltung 84 verwendet
wird, die die vorliegende Erfindung verkörpert. Der Kondensator 82 wird
nach wie vor auf Vp aufgeladen. Jedoch verhindert die Serienpassierschaltung,
dass die Entladungsspannung einen Spannungsgrenzwert Vsp überschreitet,
der ein Bruchteil von Vp und ausreichend ist, um die Schwelle eines
Patienten zu überschreiten,
wenn eine Zweiphasen-Entladungs-Wellenform
verwendet wird, die länger
als 3 ms und 3 ms ist. Zum Beispiel ist, wie in 3 dargestellt,
die Wellenform 92 eine 6 ms und 6 ms Zweiphasen-Wellenform.
Als eine Folge sind die Zeitintervalle oder -phasen t3 und
t4 6 Millisekunden und möglich gemacht, weil die Serienpassierschaltung
veranlasst, dass der Kondensator langsamer entladen wird. Genauer
beträgt
Vsp mit einer 6 ms und 6 ms Zweiphasen-Entladungs-Wellenform 92 bevorzugt
drei Viertel von Vp. Diese (Vsp) ist eine ausreichende Spannung,
um die Schwelle eines Patienten mit einer 6 ms und 6 ms Zweiphasen-Entladungs-Wellenform zu überschreiten.
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Es
ist für
einen Fachmann ersichtlich, dass die Serienpassierschaltung 84 einen
Spannungsbegrenzer bildet, der es dem Speicherkondensator 82 erlaubt,
so zu erscheinen, als ob er eine größere Kapazität wäre. In dem
obigen Beispiel kann erreicht werden, dass der 80 μF-Kondensator
als ein 160 μF-Kondensator erscheint.
Dies verringert die Defibrillations- Schwellenspannung des Patienten, indem eine
Kondensatorentladung über
eine längere
Entladungszeit zugelassen wird.
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Nun
auf 2 Bezug nehmend, stellt diese ein detaillierteres
schematisches Diagramm eines Spannungsbegrenzers 110 in
der Form einer Serienpassierschaltung 84 dar, die die vorliegende
Erfindung verkörpert.
Die Serienpassierschaltung 84 ist zwischen den Speicherkondensator 82 und
den Kreuzungspunktschalter 86 gekoppelt. Die Serienpassierschaltung
enthält
einen Metall-Oxid-Halbleiter-Feldeffekttransistor (MOS FET) 112,
einen Kondensator 114, eine Diode 116, Widerstände 118 und 120 und
Zener-Dioden 122 und 124.
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Der
Kondensator 114 lädt
durch die Diode 116 auf den Spannungspegel (Vp) an dem
Speicherkondensator 82 auf. Die Widerstände 118 und 120 stellen
den Bruchteil von Vp ein, um die Entladungsspannung auf unter Vsp
zu begrenzen. Die Widerstände 118 und 120 weisen
bevorzugt einen hohen Widerstand auf, von denen jeder größer als
1 MΩ ist. Der
Kondensator 114 hat bevorzugt eine Kapazität von zwischen
0,01 und 0,10 μF.
Diese Kombination stellt eine genügend lange Zeitkonstante bereit,
die ausreichend ist, um den gewünschten
Bruchteil von Vp während
der Kondensatorentladungszeit konstant zu halten. Die hohe Impedanz
wirkt auch mit der internen Kapazität des FET 112 zusammen,
um die zugeführte
Spannungswellenform zu glätten.
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Die
Spannung an der Quelle (source) des FET 112 wird bei einem
Pegel gehalten, der gleich der Torspannung (gate voltage) minus
der Tor-zu-Quellen-Spannung ist. Die Quellenspannung wird aufrechterhalten,
bis der Spannungspegel an der Senke (drain) unter die Torspannung
fällt.
An diesem Punkt beendet die Serienpassierschaltung das Begrenzen,
und die Ausgangswellenform folgt ihrer normalen Zeitkonstantenform.
Die Zener-Dioden 122 und 124 werden
eingesetzt, um das Tor des FET 112 vor übermäßigen Spannungspegeln zu schützen.