Connect public, paid and private patent data with Google Patents Public Datasets

Vierkammer-herzschrittmachersystem zur optimierung des herzzeitvolumens

Info

Publication number
DE69829207T2
DE69829207T2 DE1998629207 DE69829207T DE69829207T2 DE 69829207 T2 DE69829207 T2 DE 69829207T2 DE 1998629207 DE1998629207 DE 1998629207 DE 69829207 T DE69829207 T DE 69829207T DE 69829207 T2 DE69829207 T2 DE 69829207T2
Authority
DE
Grant status
Grant
Patent type
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.)
Active
Application number
DE1998629207
Other languages
English (en)
Other versions
DE69829207D1 (de )
Inventor
Arnoldus Bakels
Roos Cobus De
Robert Leinders
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Medtronic Inc
Original Assignee
Medtronic Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Grant date

Links

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362Heart stimulators
    • A61N1/365Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/36514Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
    • A61N1/36521Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure the parameter being derived from measurement of an electrical impedance
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362Heart stimulators
    • A61N1/3621Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate
    • A61N1/3622Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate comprising two or more electrodes co-operating with different heart regions
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362Heart stimulators
    • A61N1/3627Heart stimulators for treating a mechanical deficiency of the heart, e.g. congestive heart failure or cardiomyopathy
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362Heart stimulators
    • A61N1/365Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362Heart stimulators
    • A61N1/365Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3682Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions with a variable atrioventricular delay

Description

  • [0001]
    Diese Erfindung bezieht sich auf Herzschrittmachersysteme und genauer auf Vier-Kammern-Schrittmachersysteme und Sensoren zum Messen cardialer, mechanischer Charakteristiken, um so die Herzleistung bzw. das Herzzeitvolumen für den Patienten mit kongestiver Herzinsuffizienz und für andere Patienten zu verbessern.
  • [0002]
    Kongestive Herzinsuffizienz (congestive heart failure, CHF) wird allgemein definiert als das Unvermögen des Herzens, genügend Blut an das periphere Gewebe zu liefern, um metabolische Anforderungen zu erfüllen. Häufig offenbart sich CHF durch Links-Herz-Fehlfunktion, aber sie kann eine Vielzahl von Ursachen haben. Zum Beispiel können CHF-Patienten eine beliebige von mehreren unterschiedlichen Überleitungsstörungen haben. Das natürliche elektrische Aktivierungssystem durch das Herz beinhaltet sequenzielle Ereignisse, beginnend mit dem sino-atrialen Knoten (SA) und weitergehend durch die atrialen Leitungsbahnen des Bachmann'schen Interaurikularbündels und der internodalen Stränge auf atrialer Ebene, gefolgt vom atrioventrikulären (AV) Knoten, dem gewöhnlichen Hiss'schen Bündel, rechten und linken Bündelästen und der finalen Verteilung an die distalen myocardialen Terminals mittels des Purkinje-Fasernetzwerks. Ein gebräuchlicher Typ einer intra-atrialen Überleitungsstörung ist bekannt als intra-atriale Blockierung (IAB), ein Zustand, bei dem die atriale Aktivierung verzögert ist beim Gelangen vom rechten Herzvorhof zum linken Herzvorhof. Bei linker Bündelastblockierung (left bundle branch block, LBBB) und rechter Bündelastblockierung (right bundle branch block, RBBB) werden die Aktivierungssignale nicht auf normale Art entlang des rechten bzw. linken Bündelastes geleitet. Somit ist in einem Patienten mit Bündelastblockierung die Aktivierung der Herzkammer verlangsamt, und es wird beobachtet, dass das QRS sich aufweitet aufgrund der erhöhten Zeit für die Aktivierung, den Überleitungspfad zu durchqueren.
  • [0003]
    CHF, die sich durch solche Überleitungsstörungen und/oder andere Herzmuskelerkrankungen offenbaren, sind Gegenstand erheblicher Forschung bezüglich Behandlungen zum Verbessern der Herzleistung. Zum Beispiel haben Arzneimittelhersteller CHF als eine Marktchance entdeckt und führen extensive klinische Studien durch, die zum Testen des Ergebnisses neu entwickelter Arzneimittel im Sinne von Verbesserung der Herzleistung in diesen Patienten organisiert werden. Desgleichen ist es allgemein bekannt, dass Vier-Kammern-Herzschrittgebung machbar ist und signifikante Verbesserungen für Patienten mit Links-Vorhof-Herzkammern-Fehlfunktion oder andere Formen von Herzfehlern bereitstellen kann. Obwohl es relativ geringe Kommerzialisierung von Vier-Kammern-Schrittgebung gab, verbleibt die Hypothese, dass die Herzpumpfunktion durch derartige Schrittgebung klar verbessert werden kann.
  • [0004]
    Die Vorzüge von Vier-Kammern-Schrittgebung wurden allgemein offenbart und veröffentlicht in der Literatur. Cazeau et al., PACE, Vol. 17, November 1994, Teil II, Seiten 1974-1979, offenbart Untersuchungen, die zu der Schlussfolgerung führen, dass Vier-Kammern-Schrittgebung machbar ist und dass in Patienten mit erwiesener interventrikulärer Nicht-Synchronie ein besserer mechanischer Aktivierungsprozess erhalten werden kann durch Resynchronisieren der Depolarisation der rechten und linken Herzkammern und Optimieren der AV-Sequenz auf beiden Seiten des Herzens. In der Patentliteratur ist U.S.-Patent Nr. 4,928,688 repräsentativ für ein System für simultane links-ventrikuläre (LV) und rechtsventrikuläre (RV) Schrittgebung; natürliche ventrikuläre Depolarisationen werden erfasst in beiden Kammern; falls eine Kammer kontrahiert, aber die andere dies nicht tut innerhalb eines Fensters von bis zu 5 – 10 ms, dann wird die nicht kontrahierende ventrikuläre Kammer schrittgebend angeregt.
  • [0005]
    Zusätzlich zu den zuvor genannten Offenbarungen bezüglich der Vorteile von im Wesentlichen simultaner oder synchroner Schrittgebung der zwei Herzkammern ist bekannt, dass es einen Vorteil gibt bei synchroner Schrittgebung des linken Herzvorhofs und des rechten Herzvorhofs für Patienten mit IAB, inter-atrialer Blockierung. In einem normalen Herz initialisiert sich atriale Aktivierung mit dem SA-Knoten, gelegen in der rechten Vorhofwand. In einem Patienten mit IAB wird die Aktivierung langsam herüber zum linken Vorhof übermittelt, und als ein Ergebnis kann der linke Vorhof bis zu 90 ms später als der rechte Vorhof zu kontrahieren angeregt werden. Es kann gesehen werden, dass, wenn Kontraktionen in der linken Herzkammer und der rechten Herzkammer ungefähr zur selben Zeit sind, dann ist man von linker AV-Synchronie weit weg, da die linke Herzkammer nicht die angebrachte Zeit hat, sich aufzufüllen. Der Vorteil von synchroner Schrittgebung der zwei Vorhöfe für Patienten mit IAB ist offenbart bei AHA 1991, Zusammenfassung der 64. Wissenschaftlichen Sitzungen, "Simultaneous Dual Atrium Pacing in High Degree Inter-Atrial Blocks: Hemodynamic Results", Daubert et al., Nr. 1804. Weiterhin ist bekannt, dass Patienten mit IAB anfällig dafür sind, die Aktivierung des linken Vorhofs zurückzunehmen mit resultierender atrialer Beschleunigung der Herzfrequenz. Atriale Resynchronisation durch Schrittgebung der Vorhöfe kann effektiv sein beim Behandeln der Situation. PACE, Vol. 14, April 1991, Teil II, Seite 648, "Prevention of Atrial Tachyarrythmias Related to Inter-Atrial Block By Permanent Atrial Resynchronization", Mabo et al., No. 122. Für Patienten mit dieser Kondition ist ein Kriterium zur Schrittgebung, einen linken Vorhofreiz abzugeben, bevor die natürliche Depolarisation im linken Vorhof ankommt.
  • [0006]
    Angesichts der veröffentlichten Literatur wird beobachtet, dass bei CHF-Patienten verbesserte Pumpfunktion erreicht werden kann durch Vergrößern der Füllzeit der linken Herzkammer, d.h. Verrbessern der linken AV-Verzögerung und speziell der Links-Herz-mechanischen AV-Verzögerung (mechanical AV delay, MAVD); Vermindern des Mitralklappen-Rückstroms (Rückstrom von Blut durch die nahezu geschlossene Klappe) durch Auslösen von Kontraktion der linken Herzkammer, wenn und während sie gefüllt wird; und Normalisieren des linksventrikulären Aktivierungsmusters, d.h. die Zeitsequenz der links-atrialen Kontraktion relativ zur rechts-atrialen Kontraktion. Genauer ist das Ziel für ein Herzschrittmachersystem, das zum Behandeln eines CHF-Patienten benutzt wird, den linken Vorhof zu erfassen; die linke AV-Verzögerung zu optimieren, um so die linke Herzkammer richtig zu füllen und eine normalere AV-Verzögerung bereitzustellen; und die linke Herzkammer so viel wie möglich zu aktivieren in Übereinstimmung mit dem natürlichen Ausbreitungspfad eines gesunden Links-herzens. Insbesondere ist das links-ventrikuläre Timing bzw. die Taktung bezüglich der links-atrialen Kontraktion entscheidend für das Verbessern der Herzleistung. Der mechanische Schließpunkt der linken oder der Mitralklappe ist ein entscheidender Moment, welcher durch Programmieren der linken AV-Verzögerung justiert werden muss. Korrekte Programmierung dieser Variablen ist der Schlüssel zum Optimieren des Füllens der linken Herzkammer und zum Optimieren der Auswurffraktion oder der Herzleistung (cardiac output, CO).
  • [0007]
    Eine Beobachtung, welche für diese Erfindung wichtig ist, ist, dass der exakte Zeitablauf bzw. Taktung der mechanischen Ereignisse wichtig ist für die richtige Steuerung der Schrittgebung, um so die links-ventrikuläre Ausgabe zu optimieren. Speziell ist bekannt, dass die tatsächliche Kontraktion einer ventrikulären Kammer vor der anderen den Effekt des Bewegens der Scheidewand hat, so dass dies die volle Kontraktion in der später aktivierten Kammer beeinträchtigt. Während somit gleichzeitige oder simultane Schrittgebung der linken und rechten Herzkammer eine signifikante Verbesserung für CHF-Patienten erreichen kann, ist es ein Ziel dieser Erfindung, Schrittgebung der zwei Herzkammern in solch einer Weise bereitzustellen, dass die tatsächliche mechanische Kontraktion der linken Kammer mit dem anschließenden Schließen der Klappe in einer gewünschten zeitlichen Beziehung bezüglich der mechanischen Kontraktion der rechten Kammer und des Schließens der rechten Klappe auftritt. Wenn zum Beispiel Übertragungspfade in der linken Kammer beeinträchtigt sind, kann das Liefern eines Schrittgebungsreizes an die linke Kammer präzise zu derselben Zeit wie zu der rechten Kammer trotzdem darin resultieren, dass die links-ventrikuläre Kontraktion leicht verzögert ist bezüglich der rechts-ventrikulären Kontraktion. Als eine Konsequenz ist es wichtig für diese Erfindung, eine Technik zum Messen der mechanischen Ereignisse bereitzustellen, wie einen mechanischen Schließpunkt von jeder der Kammern, um in der Lage zu sein, die Sequenz der Schrittgebung akkurat zu programmieren, um die erwünschte duale ventrikuläre Schrittgebung zu erreichen, welche die Ausstoßfraktion oder Herzleistung für den einzelnen Patienten optimiert.
  • [0008]
    Angesichts der oben genannten Wichtigkeit der Messung mechanischer Ereignisse, wie Mitral- oder Trikuspidal-Klappenschließung, und der Wichtigkeit der Herzleistungsmessung, ist es für das Schrittgebungssystem dieser Erfindung notwendig, Sensoren zu verwenden, welche diese Informationen bereitstellen können. Es ist bekannt, Impedanzsensoren in Schrittgebungssystemen zu benutzen zum Erhalten von Informationen bezüglich der Herzfunktion. Zum Beispiel wird Bezug genommen auf U.S.-Patent Nr. 5,501,702, welches die Durchführung von Impedanzmessungen aus unterschiedlichen Elektrodenkombinationen offenbart. In solch einem System wird eine Vielzahl von Schrittgebungs-/Erfassungselektroden an jeweiligen Orten angeordnet, und unterschiedliche Impedanzmessungen werden gemacht auf einer Zeit-/Multiplexbasis. Wie in dem erwähnten Patent ausgeführt, wird die Messung der Impedanz, die zwischen zwei oder mehr Erfassungsarten vorliegt, als "Rheographie" bezeichnet. Eine Rheographie oder Impedanzmessung beinhaltet Liefern eines konstanten Strompulses zwischen zwei "Quell"-Elektroden, so dass der Strom durch irgendeine Region des Gewebes des Patienten geleitet wird, und dann das Messen des Spannungsdifferentials zwischen zwei "Aufnahme"-Elektroden, um die Impedanz dazwischen zu bestimmen, wobei das Spannungsdifferential durch die Leitung des Strompulses durch das Gewebe oder Fluid zwischen den zwei Aufnahmeelektroden entsteht. Das Patent, auf das Bezug genommen wird, offenbart die Benutzung von Rheographie zum Messen von Änderungen in der Brusthöhle des Patienten; Atemfrequenz; Vor- Ausstoßintervall; Schlagvolumen; und Herzgewebe-Kontraktionsfähigkeit. Es ist auch bekannt, diese Technik der Vier-Punkt-Impedanzmessungen zu benutzen, angewendet an der Brust, zum Messen kleiner Impedanzänderungen während des Herzzyklus und Extrahieren der ersten Zeitableitung der Impedanzänderung, dZ/dt. Es wurde gefunden, dass eine im wesentlichen lineare Beziehung besteht zwischen Spitzen-dZ/dt und Spitzen-Herzausstoßrate, was die Grundlage für das Erhalten einer Messung der Herzleistung bereitstellt. Siehe auch U.S.-Patent Nr. 4,303,075, welches ein System zum Messen der Impedanz zwischen einem Paar von Elektroden offenbart, die an dem oder in der Nähe des Herzens angeschlossen sind, und zum Verarbeiten der Variationen der erfassten Impedanz, um eine Messung des Schlagvolumens zu ermitteln. Die AV-Verzögerung wird dann justiert, in dem Bestreben, das Schlagvolumen zu maximieren.
  • [0009]
    Mit der gegebenen demonstrierten Machbarkeit von Vier-Kammern-Herzschrittgebung und der Verfügbarkeit von Techniken zum Erfassen natürlicher cardialer Signale und mechanischer Ereignisse, verbleibt nichts desto trotz ein Bedarf für das Entwickeln eines Systems, welches an die cardiale Gegebenheit eines Patienten mit CHF angepasst ist, so dass es Schrittgebungssequenzen bereitstellt, welche abgestimmt sind auf das Verbessern der Herzleistung und insbesondere auf das Verbessern der Links-Herzfunktion. Es ist eine Voraussetzung dieser Erfindung, dass ein solches System begründet ist auf akkuraten Messungen von mechanischen Ereignissen und der Benutzung der Zeitsteuerung solcher mechanischer Ereignisse, um Schrittgebungssequenzen zu steuern und zu programmieren.
  • [0010]
    US-A-4,928,688 offenbart ein Schrittgebungssystem für die Schrittgebung der linken und rechten Herzkammern eines Patienten, wobei eine Herzkammer gleichzeitig mit der Kontraktion der anderen Herzkammer angeregt wird, wenn die erste versagt, richtig zu kontrahieren.
  • [0011]
    Ein Schrittgebungssystem gemäß dem Oberbegriff von Anspruch 1 ist bekannt aus US-A 5,540,727.
  • [0012]
    Es ist ein übergreifendes Ziel dieser Erfindung, ein Schrittgebungssystem für Mehrfachkammern-Schrittgebung bereitzustellen, und insbesondere für Schrittgebung des Links-Herzens des Patienten in Koordination mit der elektrischen Aktivierung und den mechanischen Ereignissen des Rechts-Herzens des Patienten, um so die Links-Herzleistung zu optimieren. In Übereinstimmung mit dieser Erfindung wird ein Schrittgebungssystem zur Bereitstellung von Schrittgebung eines Links-Herzens eines Patienten bereitgestellt, wie im Anspruch 1 definiert.
  • [0013]
    In einer bevorzugten Ausführungsform basiert die Steuerung der Vier-Kammern-Schrittgebung, und insbesondere der Links-Herz-Schrittgebung, primär auf der initialen Detektion eines spontanen Signals im rechten Herzvorhof und auf dem Erfassen von mechanischer Kontraktion der rechten und linken Herzkammern. In einem Herz mit normaler Rechts-Herzfunktion wird die rechte mechanische AV-Verzögerung überwacht, um die Zeitsteuerung zwischen der initialen Erfassung der rechten Vorhofaktivierung (P-Zacke) und der rechten ventrikulären mechanischen Kontraktion bereitzustellen. Das Links-Herz wird gesteuert, um Schrittgebung bereitzustellen, welche in linker ventrikulärer mechanischer Kontraktion in einer gewünschten Zeitbeziehung zur rechten mechanischen Kontraktion resultiert; z.B. entweder simultan oder geringfügig vorausgehend bezüglich der rechten mechanischen Kontraktion; Herzleistung wird überwacht durch Impedanzmessungen, und linke ventrikuläre Schrittgebung wird zeitgesteuert, um die Herzleistung zu maximieren. Bei Patienten mit intra-atrialer Blockierung wird der linke Vorhof schrittgebend angeregt mit Vorsprung zur spontanen Depolarisation, und die linke AV-Verzögerung wird justiert, so dass die mechanischen Kontraktionen der rechten Herzkammer zeitgesteuert sind für optimierte Herzleistung von der linken Herzkammer.
  • [0014]
    Bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung werden nun lediglich als Beispiel beschrieben mit Bezug auf die Zeichnungen.
  • [0015]
    1 ist eine schematische Darstellung eines Systems in Übereinstimmung mit dieser Erfindung, wobei vier bipolare Ableitungen bereitgestellt sind, wobei die Ableitungen gezeigt sind als bipolare Elektroden tragend, die in jeder der jeweiligen Herzkammern positioniert sind.
  • [0016]
    2A ist ein Blockdiagramm eines Vier-Kanal-Schrittgebungssystems, in Übereinstimmung mit dieser Erfindung, zur Schrittgebung und Erfassung in jeder Herzkammer, und zum Erlangen von Impedanzsignalen vom Links-Herz und vom Rechts-Herz; 2B ist eine schematische Darstellung einer Anordnung in Übereinstimmung mit dieser Erfindung, zum Detektieren linker ventrikulärer Impedanz zur Bestimmung der Herzleistung.
  • [0017]
    3 ist ein Blockdiagramm eines Vier-Kammern-Schrittmachers mit der Fähigkeit, Impedanzmessungen zeitlich zu multiplexieren, in Übereinstimmung mit dieser Erfindung.
  • [0018]
    4 ist ein Blockdiagramm einer Systemimplementierung, in Übereinstimmung mit einer Ausführungsform dieser Erfindung, zur Steuerung linker ventrikulärer Schrittgebung bei einem Patienten mit LBBB.
  • [0019]
    5 ist ein Flussdiagramm für eine Systemimplementierung, in Übereinstimmung mit einer Ausführungsform dieser Erfindung, zur Steuerung linker atrialer und ventrikulärer Schrittgebung bei einem Patienten mit IAB.
  • [0020]
    6 ist ein Flussdiagramm einer Routine, in Übereinstimmung mit dieser Erfindung, zur Optimierung bi-ventrikulärer Schrittgebung, um maximale Herzleistung bereitzustellen.
  • [0021]
    7 ist ein Blockschaltbild eines Schrittmachers, in Übereinstimmung mit dieser Erfindung, zur Bereitstellung auswählbarer Vier-Kammern-Schrittgebung und cardialer Signalerfassung, sowie Impedanzerfassung zwischen ausgewählten Kombinationen der vier Herzkammern.
  • [0022]
    8A ist ein Flussdiagramm eines Prozesses, der inter-atriale oder inter-ventrikuläre Impedanzmessungen zur Bestimmung der Existenz von Herzrhythmusstörungen benutzt; 8B ist ein Flussdiagramm, das eine Prozedur zum Erlangen atrio-ventrikulärer Kreuzimpedanzmessungen zum Erlangen von Indikationen über einen Herzfehler darstellt.
  • [0023]
    In der Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen und mit Bezug auf die Zeichnungen werden die folgenden Bezeichnungen benutzt.
  • [0024]
    Bezugnehmend nun auf 1, wird dort eine schematische Darstellung eines Vier-Kammern-Schrittgebungssystems gezeigt, darstellend vier Schrittgebungsableitungen, die bipolare Elektroden bereitstellen, die zur Schrittgebung und zur Erfassung in jeder der jeweiligen Herzkammern positioniert sind, und auch für Impedanzmessungen. Schrittgebungsableitung 38 ist üblicherweise positioniert, so dass ihr distales Ende in der rechten ventrikulären Scheitelposition ist. Sie trägt bipolare Elektroden 38a und 38b, die zur Schrittgebung und Erfassung geeignet sind; zusätzlich können diese Elektroden auch zur Impedanzerfassung benutzt werden, wie nachfolgend diskutiert. Gleichermaßen ist die atriale Ableitung 36 positioniert, so dass ihr distales Ende innerhalb des rechten Vorhofs positioniert ist, mit bipolaren Elektroden 36a, 36b. Ableitung 34 wird durch den rechten Vorhof hindurchgeführt, so dass ihr distales Ende im Koronarsinus positioniert ist zur Schrittgebung, Erfassung und Impedanzdetektion durch Elektroden 34a, b, wie gezeigt. Gleichermaßen ist Ableitung 32 via dem Koronarsinus, eine Herzvene positioniert, z.B. die mittlere oder große Herzvene, so dass distale Elektroden 32a und 32b ungefähr wie gezeigt positioniert sind zur Schrittgebung, Erfassung und Impedanzdetektion bezüglich der linken Herzkammer. Die Schrittgebungsableitungen sind verbunden mit Schrittmacher 30 in konventioneller Weise. Es ist zu verstehen, dass jede der vier Ablei tungen eine oder mehrere zusätzliche Elektroden haben kann; jedoch kann durch Benutzung von Zeit-Multiplextechniken, wie nachfolgend und in der U.S.-Patent-Nr. 5, 501,702, auf das Bezug genommen wird, diskutiert wird, Schrittgebung, Erfassung und Impedanzdetektion erreicht werden mit nur zwei Elektroden pro Ableitung. Bezugnehmend nun auf 2A und 2B wird ein vereinfachtes Blockdiagramm eines Vier-Kammern-Schrittmachers in Übereinstimmung mit dieser Erfindung gezeigt, der die zusätzliche Fähigkeit von Impedanzdetektion zum Erfassen von Klappenbewegung der linken und rechten Herzkammer hat. Obwohl die Diskussion der 2A mit Bezug auf Klappenbewegung präsentiert wird, ist es zu verstehen, dass das Impedanzdetektionsschema abgeändert werden kann, um andere mechanische Ereignisse, wie ventrikuläre Wandkontraktion, zu detektieren in bekannter Weise.
  • [0025]
    Das System von 2A enthält im Schrittmacher einen zentralen Verarbeitungsblock 40, angedeutet als Zeitsteuerungsschaltung und einen Mikroprozessor einschließend, zum Ausführen logischer Schritte bei der Analyse empfangener Signale, Bestimmung, wann Schrittgebungspulse initiiert werden sollten, etc., in wohlbekannter Weise. Bezugnehmend auf die obere linke Ecke des Blockdiagramms wird eine Signalverstärkerschaltung 41 gezeigt zum Empfangen eines Signals vom rechten Vorhof. Elektrode 36a ist dargestellt als die Eingabe bereitstellend, wobei zu verstehen ist, dass die zweite Eingabe entweder von bipolarer Elektrode 36b oder mittels einer indifferenten Elektrode (des Schrittmachergehäuses) im Falle von bipolarer Erfassung empfangen wird. Entsprechend erzeugt ein Pulsgenerator 42, der unter der Steuerung vom Block 40 agiert, rechte atriale Schrittgebungspulse zur Lieferung an Elektrode 36a und entweder Elektrode 36b oder die Systemmasse. In ähnlicher Weise werden rechte ventrikuläre Schrittgebungspulse (RPV) erzeugt bei Ausgangsstufe 43 und verbunden mit Elektrode 38a, und erfasste rechte ventrikuläre Signale werden eingegeben in die Erfassungsschaltung 44, deren Ausgabe an Steuerungsblock 40 geliefert wird. Auch dargestellt ist Impedanzdetektor 45, welcher Eingaben von Elektroden 36a, 38a empfängt zum Liefern von Informationen, die der rechten Herzklappenschließung entsprechen, wobei Zeitablaufinformationen im Steuerungsblock 40 eingegeben werden. Somit ermöglicht das System Schrittgebung und Erfassung in jeder Kammer, sowie Impedanzdetektion, um eine Indikation des Zeitablaufs der rechten Herzklappenschließung bereitzustellen, welche die Zeit der mechanischen Kontraktion der rechten Klappe repräsentiert.
  • [0026]
    Immer noch bezugnehmend auf 2A, werden dort zwei komplementäre Schaltungskomponenten für den linken Vorhof und die linke Kammer gezeigt. Ausgangsgeneratorstufe 47, unter der Steuerung von Block 40, liefert linke atriale Schrittgebungspulse (LAP), um den linken Vorhof durch Elektrode 34a und entweder Elektrode 34b oder Systemmasse anzuregen. Eingaben von der linken Vorhofableitung werden verbunden durch Eingabeschaltkreis 46, dessen Ausgabe verbunden wird durch Steuerungsblock 40. In ähnlicher Weise stellt Ausgangsstufe 48 unter der Steuerung von Block 40 linke ventrikuläre Anregungsschrittgebungspulse (LVP) bereit, welche geliefert werden über Elektroden 32a und entweder Elektrode 32b oder Systemmasse; und linke ventrikuläre Signale werden von Ableitung 32 erfasst und an Eingangsschaltung 49 eingegeben, welche eine Ausgabe an Block 40 bereitstellt, die indikativ ist für linke ventrikuläre Signale. Auch werden duale Eingaben von der linken atrialen Elektrode 34a und der linken ventrikulären Elektrode 32a in den Links-Herz-Impedanzdetektor 50 eingegeben, was Zeitsteuerungspulse am Block 40 bereitstellt, die indikativ sind für die Zeitsteuerung der linken Herz-(Mitral-)Klappenschließung. Mit dieser Anordnung hat der Schrittmacher die grundlegenden Zeitsteuerungs- und cardialen Signalinformationen, die erforderlich sind, um Lieferung von Schrittgebungspulsen an entsprechende Herzkammern in Übereinstimmung mit dieser Erfindung zu programmieren. Block 40 enthält Stromgeneratoren zur Benutzung in der Impedanzdetektion; Mikroprozessor oder andere Logik- und Zeitgebungsschaltkreise; und den geeigneten Speicher zum Speichern von Daten und Steuerungsroutinen.
  • [0027]
    Bezugnehmend auf 2B, wird dort eine diagrammatische Skizze einer Anordnung zur Detektion der linken ventrikulären Impedanzänderung gezeigt, welche im Block 40 verarbeitet wird, um eine Indikation der Herzleistung zu erlangen. Wie gezeigt, stellt eine Stromquelle 52 eine konstante Stromquelle über Elektrode 53 im rechten Vorhof, welche geeigneterweise Elektrode 36a sein kann; und die rechte ventrikuläre Elektrode 54, welche geeigneterweise Elektrode 38a sein kann, bereit. Die Stromquelle kann gepulst werden oder sie kann multiplexiert werden in einer Weise, wie nachfolgend diskutiert. Impedanzsensoren 57 und 58 stellen Signale bereit, die repräsentativ sind für die Impedanzänderungen dazwischen, wobei die Impedanz eine Funktion des Blutvolumens und der Klappenschließung ist, wie eben diskutiert. Die Ausgaben von Elektroden 57, 58 werden verbunden über Impedanzdetektor 56, welcher den Mikroprozessor und/oder andere Verarbeitungsschaltkreise in Block 40 zur Analyse der Impedanzänderungen und zum Treffen einer Feststellung der Herzleistung darstellt. Wie be kannt, kann eine Messung der Herzleistung erhalten werden durch Extrahieren der ersten Zeitableitung zyklischer Impedanzänderungen, dz/dt; eine lineare Beziehung besteht zwischen Spitzen-dz/dt und Spitzenausstoßrate.
  • [0028]
    Nun Bezug nehmend auf 3, wird dort ein Blockdiagramm eines Schrittmachers 30 in Übereinstimmung mit einer bevorzugten Ausführungsform dieser Erfindung gezeigt, zur Multiplexierung von Verbindungen zu Elektroden, um so Schrittgebung und Erfassung in einer beliebigen der vier cardialen Kammern bereitzustellen, sowie für Impedanzbestimmungen zwischen jeweiligen unterschiedlichen Ableitungselektroden. Es wird Bezug genommen auf U.S.-Patent Nr. 5,501,702 für eine vollständige Diskussion dieser Schaltung und insbesondere der Multiplexierungsanordnung, die von Schaltmatrizen 68, 70 ausgeführt wird. Der Schrittmacher 30 wird unter der Steuerung der Schaltung 62 betrieben, welche einen Mikroprozessor oder eine kundenspezifische integrierte Schaltung einschließen kann, sowie zugeordneten Speicher, in einer auf dem Gebiet der Schrittmacher gut bekannten Weise. Schaltung 62 sorgt für die Verarbeitung von Daten und Erzeugung von Zeitsteuerungssignalen, wie erforderlich. Steuerungsschaltung 62 ist gekoppelt an Schrittgebungs-/Erfassungsschaltkreis 64 zur Verarbeitung von Signalen, die die Detektion von elektrischen cardialen Ereignissen, z.B. P-Zacke, R-Zacke, etc. anzeigen, die von Leitern erfasst werden, welche elektrisch mit Elektroden 32a38b, wie gezeigt, verbunden sind. Die zuvor genannten Ableitungen sind auch gekoppelt an eine erste Schaltmatrix 68 und eine zweite Schaltmatrix 70. Matrix 68 stellt eine auswählbare Verbindung zwischen spezifischen Elektroden der Ableitungen 32, 34, 36 und 38 her, und die Stromquelle 72 wird gesteuert durch Schaltung 62. In ähnlicher Weise stellt Schaltmatrix 70 eine auswählbare Verbindung zwischen Ableitungsleitern, die den ausgewählten Elektroden entsprechen, und Impedanzdetektionsschaltung 74 her, zwecks Auswahl von Impedanzmessungen.
  • [0029]
    Immer noch Bezug nehmend auf 3, empfängt Stromquelle 72 Steuersignale auf Leitung 73 vom Schaltkreis 62 und antwortet darauf zum Liefern konstanter Stromrheographiepulsen auf Ableitungsleitern, die von Schaltmatrix 68 ausgewählt sind, welche wiederum durch Signale auf Bus 83 geschaltet wird. Impedanzdetektionsschaltung 74 ist geeignet, die Spannung zwischen einem ausgewählten Paar von Elektroden zu überwachen, wobei das Paar auswählbar gekoppelt ist durch Operation von Schaltmatrix 70, welche wiederum durch Signale auf Bus 80 geschaltet wird. In dieser Weise bestimmt Schaltung 74 die Spannung, und somit die Impedanz, die zwischen zwei ausgewählten Elektroden besteht. Die Ausgabe von Schaltung 74 ist verbunden durch A/D-Konverter 76 mit Steuerschaltkreis 62 zur Verarbeitung der Impedanzsignale und Bestimmung des Auftretens mechanischer Ereignisse, wie linke oder rechte Herzklappenschließung. Die Steuerung der Schaltmatrix 68 durch Signale auf Bus 78 und die Steuerung von Schaltmatrix 70 durch Signale auf Bus 80 sorgt für die Multiplexierung unterschiedlicher Impedanzsignale.
  • [0030]
    Es ist zu verstehen, dass in der Systemanordnung von 3 Schrittgebungs/Erfassungsschaltkreis 64 separate Reizpulsausgangsstufen für jeden Kanal einschließen kann, d.h. jede der vier Kammern, wobei jede der Ausgangsstufen insbesondere adaptiert ist zum Erzeugen von Signalen der programmierten Signalstärke. Entsprechend kann der Erfassungsschaltkreis vom Block 64 einen separaten Erfassungsverstärker und Prozessorschaltkreis für erfasste Signale von jeder Kammer enthalten, so dass Erfassung entsprechender Wellenabschnitte, wie der P-Zacke, der R-Zacke, der T-Zacke, etc. von RH und von LH optimiert werden kann. Die Pulserzeugungsschaltungen und Erfassungsschaltungen, die hierin benutzt werden, sind in der Schrittmachertechnik gut bekannt. Zusätzlich können andere Funktionen ausgeführt werden durch den Steuerungsschaltkreis einschließlich Standardschrittmacherfunktionen, wie Zusammenstellen diagnostischer Daten, Betriebsartumschaltung, etc.
  • [0031]
    Bezugnehmend nun auf 4, wird dort ein Logiksteuerungsflussdiagramm zur Steuerung des Systems dieser Erfindung gezeigt, um einen Patienten mit LBBB schrittgebend anzuregen. Die Annahme ist die, dass das RH normal ist und dass Sinussignale vom SA-Knoten normal zum LA geleitet werden; dass jedoch die LBBB manifestiert ist durch langsame Leitung zum LV, so dass das LV sich nicht kontrahiert, wenn es sollte. Als eine Konsequenz tritt mitrale Rückströmung oder Rückfluss von Blut durch die Klappe auf, weil das LV sich nicht kontrahiert, wenn es gefüllt ist aus dem LA; und die Kontraktion des LV ist, wenn sie auftritt, später als diejenige des RV, was weiterhin dazu beiträgt, die LH-Leistung zu vermindern.
  • [0032]
    Wie bei 101 zu sehen, überwacht der Schrittmacher das RH und kriegt eine Messung von RMAV. Dies wird getan durch Erfassen der Rechtsklappenschließung durch RH-Impedanzmessung und Zeitsteuern der Verzögerung von der atrialen Depolarisation (RAS) bis zur Klappenschließung. Dann, bei 102, wird der Schrittmacher gesteuert, um LV schrittgebend anzuregen mit einem LAVD, so dass LMAVD ungefähr gleich ist zu RMAVD. Wäh rend dieses Schrittes werden Impedanzmessungen gemacht im LV, und eine Messung von LMAVD wird erhalten. Auf der Grundlage dieser Bestimmung wird der Wert von LAVD justiert, um LMAVD mit RMAVD im Wesentlichen abzugleichen. Man beachte, dass normale Leitung durch das LV eine Größenordnung von 50 – 60 ms benötigt, so dass erwartet wird, dass das LV schrittgebend angeregt werden sollte vor dem Auftreten der RV-Klappenschließung, so dass die LV-Klappenschließung ungefähr zur gleichen Zeit wie oder sogar ein wenig früher als die RV-Klappenschließung auftritt. Das Veranlassen des LV, sich gerade vor dem RV zu schließen, mag eine Erhöhung der LH-Leistung bereitstellen, welche die geringe resultierende RV-Funktionsstörung aufgrund dessen, dass die Scheidewand zunächst zum LV gezogen wird, ausgleicht. Somit wird die Zeitsteuerung der Lieferung von jedem LVP justiert, um LMAVD ungefähr gleichzusetzen zu RMAVD. Dann, bei 104, wird der Wert von LAVD weiter justiert, während R- und L-Klappenschließung überwacht wird, und LMAVD wird relativ zu RMAVD justiert. Diese Justierung oder Variation von LMAVD kann gemacht werden durch Ändern von LAVD bei jedem Zyklus oder allen nZyklen, um diese bezüglich des Werts von RMAVD zu suchen. Herzleistung wird erhalten durch eine Links-Herz-Impedanzmessung und geeignete Signalverarbeitung für jede Einstellung der Differenz zwischen den rechten und linken Klappenschließungen, und entsprechende Werte von CO und LMAVD werden bei 105 gespeichert. Der höchste oder maximale Wert der Herzleistung wird bestimmt, und LAVD wird eingestellt, so dass die resultierende MLAVD gleich der Differenz, verglichen zu RMAVD, ist, um die höchste Herzleistung zu erhalten. Auf diese Weise wird die Zeitsteuerung der linksventrikulären Schrittgebungspulse eingestellt, um im Wesentlichen bi-ventrikuläre mechanische Synchronisation zu produzieren für die größte Herzleistung. Der festgestellte Wert von LAVD und die entsprechende GV-RV-Differenz werden gespeichert.
  • [0033]
    Immer noch Bezug nehmend auf 4, geht der Schrittmacher bei 106 dazu über, den LV schrittgebend anzuregen mit diesem festgestellten Wert von LAVD, der mechanische Synchronisation bereitstellt. Wenn die natürliche Sinusrate variiert, will der Schrittmacher natürlich folgen; wenn die spontane RAVD variiert, aber die LAVD der Änderung nicht folgt, wird die mechanische Synchronisation verloren gehen. Dementsprechend überwacht der Schrittmacher bei 107 die natürliche Sinusrate oder atriale Schrittgebungsrate und stellt fest, ob eine signifikante Änderung in der atrialen Rate stattgefunden hat. Wenn ja, justiert der Schrittmacher bei 109 LAVD entsprechend, um mechanische Synchronisation für optimale Leistung beizubehalten. Obwohl nicht gezeigt, kann der Schrittmacher periodisch zu Block 101 zurückgehen, um den gewünschten Wert von LAVD erneut zu bestimmen.
  • [0034]
    Bezugnehmend nun auf 5, wird dort ein Flussdiagramm gezeigt zur schrittgebenden Anregung eines Patienten mit IAB; ein derartiger Patient kann auch LBBB haben. Hier ist es notwendig, die Steuerung des LA zu übernehmen durch schrittgebende Anregung, bevor die atriale Depolarisation (spät) an den LA geleitet wird. Bei 110 überwacht der Schrittmacher das Muster der LA-Depolarisation relativ zur RA-Depolarisation, d.h. er bestimmt die inter-atriale Verzögerung. Bei 111 wird festgestellt, ob der LA schrittgebend angeregt werden sollte, auf der Grundlage des atrialen Depolarisationsmusters. Wenn ja, stellt der Schrittmacher eine RA-LA-Verzögerung bei 112 ein, welche einem gesunden Herz entspricht und welche das Erfassen des LA ermöglicht. Bei 114 wird der Wert von RMAVD erhalten, wie in Verbindung mit 4 beschrieben wurde. Dann, bei 116, wird LAVD bestimmt für eine erste Einstellung der mechanischen Synchronisation; dies kann getan werden durch Einstellen von LAVD, um LV-Kontraktion zur gleichen Zeit wie RV-Kontraktion (Klappenschließung) zu produzieren, oder früher, bei einer kleinen Zeiterhöhung. Dann wird LAVD variiert, wie gezeigt bei 117, und LMAVD und CO werden bestimmt entsprechend zu jedem Wert von LAVD. Der Wert von LAVD wird eingestellt auf den Wert, der maximaler Herzleistung entspricht, und dieser Wert und die mechanische LV-RV-Beziehung oder mechanischer Synchronisationswert wird gespeichert für die ausgewählte LAVD. Bei 118 regt der Schrittmacher LA und LV schrittgebend an, in Übereinstimmung mit den Werten, die bestimmt werden. Im Falle einer signifikanten Änderung der atrialen Rate wird LAVD justiert, um die Ratenänderung zu kompensieren und um die mechanische LV-RV-Beziehung, für die zuvor gefunden wurde, dass sie maximaler Herzleistung entspricht, im Wesentlichen beizubehalten, wie gezeigt bei 120, 121. Obwohl nicht gezeigt, kann die Feststellung der inter-atrialen Verzögerung und der LAVD automatisch wiederholt werden im Falle großer Änderungen der Sinusrate oder eines Vorübergehens einer vorbestimmten Zeitdauer.
  • [0035]
    Bezugnehmend nun auf 6, wird dort ein vereinfachtes Flussdiagramm für eine Prozedur in Übereinstimmung mit dieser Erfindung gezeigt zum Ausführen bi-ventrikulärer Schrittgebung, um so Herzleistung (CO) zu maximieren. Diese Routine ist geeignet für Patienten, die rechts-ventrikuläre Schrittgebung benötigen und die auch von synchroner links-ventrikulärer Schrittgebung profitieren können. In diesem Beispiel wird angenommen, dass atriale Schritt gebung nicht erforderlich ist, aber wenn der Patient atriale Schrittgebung erfordert, kann die Routine entsprechend angepasst werden.
  • [0036]
    Bei Block 130 wird zunächst ein gebräuchlicher Wert der AV-Verzögerung (AVD) eingestellt. Bei Block 132 werden sowohl die linke Herzkammer als auch die rechte Herzkammer schrittgebend angeregt, anfänglich mit dem zuvor eingestellten Wert von AVD, aber dann mit einer variierenden AVD. So wie AVD variiert oder relativ zur anfänglichen Einstellung durchprobiert wird, macht der Schrittmacher Feststellungen der Herzleistung durch Verarbeiten von Impedanzsignalen vom linken Herz oder der linken Herzkammer in der oben diskutierten Weise. Werte von CO werden zusammen mit unterschiedlichen Werten von AVD gespeichert, und der optimale Wert einer gebräuchlichen AVD wird entsprechend zur maximalen CO bestimmt. Dann, bei Block 134, wird der Wert von LAVD relativ zu RAVD variiert, so dass der linke Schrittgebungspuls zu vom rechten Schrittgebungspuls unterschiedlichen Zeiten geliefert wird. Es ist daran zu erinnern, dass, wie oben diskutiert, für maximale Herzleistung es wünschenswert sein kann, die linke Herzkammer kurz vor der rechten Herzkammer schrittgebend anzuregen, und dieser Schritt ist ein Suchschritt, um die zeitliche Beziehung zwischen den zwei ventrikulären Schrittgebungspulsen zu bestimmen, welche in der besten Herzleistung resultieren. CO wird bestimmt, während die ventrikuläre Synchronisationsbeziehung variiert wird, und die entsprechende optimale LAVD wird bestimmt. Wenn diese erhalten wurde, geht die Routine zu Block 136 und regt den Patienten schrittgebend an bei den festgestellten Werten von LAVD und RAVD. Wie bei 138 angedeutet, kann der Schrittmacher periodisch feststellen, ob ein Test erwünscht ist. Wenn ja, verzweigt die Routine zurück zu 130, um den Test zu durchlaufen und die optimalen Werte von LAVD und RAVD erneut zu bestimmen. Es ist anzumerken, dass die Schritte der Blöcke 132 und 134 in umgekehrter Reihenfolge gemacht werden können, d.h. Schritt 134 zuerst und dann Schritt 132.
  • [0037]
    Bezugnehmend nun auf 7, wird dort ein alternatives Blockdiagramm von Komponentenabschnitten eines Schrittmachers in Übereinstimmung mit dieser Erfindung gezeigt, zur Bereitstellung maximaler Flexibilität im Sinne von Schrittgebung, cardialer Signalerfassung und Impedanzerfassung. Zumindest zwei Elektroden sind positioniert in oder nahe von jeder Herzkammer, in der wie oben in Verbindung mit 1 diskutierten Weise, und ihrerseits mit Block 150 verbunden. Wie in 7 angedeutet, ist Block 150 eine Ausgabe/Eingabe- Schaltmatrix und verbindet sich mit Block 152 in der in 3 beschriebenen Weise. Somit stellt Block 152 Schrittgebungspulse bereit, welche verbunden werden können durch Matrix 150 zu jeder der vier Kammern und hat Erfassungsverstärkerschaltkreise für Erfassungssignale von jeder der vier Kammern. Block 150 stellt weiterhin eine Multiplexschaltanordnung zum Schalten einer Stromquelle über ausgewählte Paare von acht Elektroden für Impedanzmessungszwecke bereit, wiederum in Übereinstimmung mit der Diskussion der 3. Die erfassten Impedanzsignale werden geeigneterweise von der Anordnung 150 zum digitalen Signalverarbeitungsschaltkreis 161 übertragen, welcher Teil von Block 152 ist. Block 152 ist in einer Zwei-Wege-Verbindung mit den Zeitsteuermodulen, die in Block 154 gezeigt sind, zum Zeitsteuern der Erzeugung von Schrittgebungspulsen, Stromquellenpulsen und der Erzeugung von Erfassungsfenstern. Blöcke 150, 152 und 154 sind weiterhin miteinander verbunden durch Steuerbus 163. Daten werden übermittelt zwischen Signalverarbeitungsblock 170 und Block 154 über Datenbus 157. Block 154 wiederum ist verbunden mit Mikroprozessor 156 über Haushaltsbus 151, Datenbus 153 und Steuerungsbus 154. Durch diese Anordnung kann Impedanzerfassung durchgeführt werden über eine beliebige Kombination der vier Herzkammern, z.B. rechter Vorhof vs. linker Vorhof; rechte Herzkammer vs. linke Herzkammer; rechter Vorhof vs. linke Herzkammer; und linker Vorhof vs. rechte Herzkammer. Impedanzmessungen zwischen diesen Kombinationen von Kammern können durchgeführt werden in Übereinstimmung mit dieser Erfindung zum Zwecke der Analyse und Bestätigung von Herzrhythmusstörungen einschließlich von Fibrillieren. Weiterhin können Änderungen in Leitungsmustern, wie sie in der Morphologie solcher Impedanzmessungen gesehen werden können, überwacht und verarbeitet werden, um Feststellungen zu machen über den Fortschritt einer Herzfunktionsstörung. Somit können Kreuzmessungen von RA-LV und LA-RV nützlich sein zur Erlangung von Verläufen, um Änderungen festzustellen, die den Fortschritt einer Herzfehlfunktion andeuten.
  • [0038]
    Bezugnehmend nun auf 8A, erhält der Schrittmacher bei Block 160 zunächst Impedanzmessungen zwischen entweder den LA und RA oder zwischen LV und RV. Diese Impedanzwerte werden verarbeitet bei 162, und bei 164 wird eine Feststellung gemacht, ob die atrialen oder ventrikulären Rhythmen regulär oder nicht-physiologisch sind. Diese Feststellung kann gemacht werden einfach durch beispielsweise Erfassen von Differenzen über die Zeit und Vergleichen solcher Differenzen mit vorbestimmten Kriterien. Wenn ein Rhythmus als nicht-regulär festgestellt wird, dann wird eine Feststellung der Rhythmusstörung gemacht bei 166.
  • [0039]
    Eine geeignete Antwort wird bei 168 gemacht. Bezugnehmend auf 8B, erhält der Schrittmacher bei Block 170 Kreuzmessungen von Impedanzen, z.B. zwischen RA und LV oder zwischen LA und RV. Diese Messungen werden gespeichert und verarbeitet, wie angedeutet bei 172, und ausgewertet bei 174, um festzustellen, ob sie HF oder Entwicklung hin zu HF andeuten. Wenn ja, kann eine geeignete Antwon gemacht werden, dargestellt bei 176, z.B. Bereitstellung einer Warnung, welche abgerufen werden kann durch einen externen Programmierer.
  • [0040]
    Der Schutzbereich der Erfindung erstreckt sich auf andere Konditionen von CHF, zusätzlich zu den hier dargestellten. In jedem Fall muss auf die Kondition eines Patienten auf individueller Basis geantwortet werden. In Übereinstimmung mit dieser Erfindung schließt die Systemantwort jedoch eine Bestimmung mechanischer Ereignisse ein, z.B. Klappenschließung, vorzugsweise auf jeder Seite des Herzens, und Programmierung der Schrittgebungs-Escape-Intervalle auf der Grundlage der Berücksichtigung mechanischer Ereignisse und einer Bestimmung von Variationen der Herzleistung mit Variationen der LAVD und/oder mechanischer ventrikulärer Synchronisation. Das System dieser Erfindung kann benutzt werden in einem implantierten Schrittmachersystem; oder die Systemprozeduren können ausgeführt werden mit einem externen System zur Bestimmung der optimalen Programmierung eines Schrittmachers, welcher implantiert oder neu programmiert werden soll.

Claims (9)

  1. Schrittmachersystem zur Bereitstellung von Schrittgebung eines linken Herzens eines Patienten, umfassend: erste Mittel (41) zum Erhalten von Indikationen mechanischer Kontraktionen der rechten Herzkammer; und links-ventrikuläre Schrittgebungsmittel (48) zur Schrittgebung der linken Herzkammer; LV-Steuerungsmittel (40) zur Steuerung der Taktung der links-ventrikulären Schrittgebung bezüglich angezeigter rechts-ventrikulärer mechanischer Kontraktionen; wobei die ersten Mittel eine Impedanzmessschaltung (45) enthalten, dadurch gekennzeichnet, dass die Impedanzmessschaltung geeignet ist, ein Impedanzsignal zu erhalten, repräsentativ für eine Impedanz zwischen einem rechten Vorhof und der rechten Herzkammer des Patienten, und Verarbeitungsmittel (40) zur Verarbeitung des Impedanzsignals, um die Taktung der Schließung des rechten Herzventils zu bestimmen.
  2. Schrittmachersystem wie in Anspruch 1 beschrieben, umfassend zweite Mittel (32) zum Erhalten von Indikationen mechanischer Kontraktionen der linken Herzkammer, wobei die LV-Steuerungsmittel Mittel zur Steuerung der Taktung der links-ventrikulären Schrittgebung aufweisen, um somit im wesentlichen synchrone links- und rechts-ventrikuläre mechanische Kontraktionen bereitzustellen.
  3. Schrittmachersystem wie in Anspruch 1 oder 2 beschrieben, wobei die LV-Steuerungsmittel (40) Mittel zur Verabreichung eines links-ventrikulären Schrittgebungspulses unmittelbar vor der erwarteten Zeit der nächsten rechts-ventrikulären mechanischen Kontraktion aufweisen.
  4. Schrittgebungssystem wie in Anspruch 2 beschrieben, umfassend linke Herzvorhofschrittgebungsmittel (47) zur Schrittgebung des linken Herzvorhofes des Patienten; linke AV-Steuerungsmittel (40) zur Steuerung der linken AV-Verzögerung zwischen der Schrittgebung des linken Vorhofes und der linken Herzkammer, Herzleistungsmittel zur Messung der Leistung des linken Herzens als Funktion der linken AV-Verzögerung, und wobei die linken AV-Steuerungsmittel weiterhin Maximiermittel zur Einstellung der linken AV-Verzögerung zur Maximierung der Leistung des linken Herzens umfassen.
  5. Schrittmachersystem wie in Anspruch 4 beschrieben, umfassend Mittel zur Erfassung von Sinussignalen und linke Herzvorhoftaktungsmittel zur Taktung der Verabreichung eines linken Herzvorhofschrittgebungspulses mit Bezug auf die Sinussignale.
  6. System wie in einem der vorangehenden Ansprüche beschrieben, umfassend zweite Impedanzmittel (50) zum Erhalten eines linken Impedanzsignals, repräsentativ für eine Impedanzänderung über dem linken Herz eines Patienten, und zweite Verarbeitungsmittel zur Verarbeitung des linken Impedanzsignals, um eine Messung der Herzleistung des linken Herzens zu erhalten.
  7. System wie beschrieben in Anspruch 6, umfassend Verarbeitungsmittel (40) zur Verarbeitung des linken Impedanzsignals zum Erhalten von Füllsignalen, Indikativ für die Füllung der linken Herzkammer, und wobei die LV-Steuerungsmittel Mittel umfassen zur Steuerung der Taktung der links-ventrikulären Schrittgebungssignale als Funktion der Füllsignale.
  8. System wie in einem beliebigen vorangehenden Anspruch beschrieben, weiterhin umfassend Mittel zum Erhalten von Indikationen von links-ventrikulären mechanischen Kontraktionen, und wobei die LV-Steuerungsmittel mechanische Sychronisiermittel zur Steuerung der links-ventrikulären Schrittgebung umfassen, um mechanische Gleichzeitigkeit der linken und rechten mechanischen Kontraktionen zu erreichen.
  9. System wie in Anspruch 8 beschrieben, wobei die mechanischen Synchronisiermittel Einstellmittel zur Einstellung der Taktung der links-ventrikulären Schrittgebung umfassen, um so die Herzleistung des linken Herzens zu maximieren.
DE1998629207 1997-12-15 1998-12-07 Vierkammer-herzschrittmachersystem zur optimierung des herzzeitvolumens Active DE69829207T2 (de)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08990427 US6070100A (en) 1997-12-15 1997-12-15 Pacing system for optimizing cardiac output and determining heart condition
US990427 1997-12-15
PCT/US1998/025915 WO1999030777A1 (en) 1997-12-15 1998-12-07 Four-chamber pacing system for optimizing cardiac output

Publications (1)

Publication Number Publication Date
DE69829207T2 true DE69829207T2 (de) 2006-01-12

Family

ID=25536141

Family Applications (6)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE1998629207 Active DE69829207T2 (de) 1997-12-15 1998-12-07 Vierkammer-herzschrittmachersystem zur optimierung des herzzeitvolumens
DE1998636990 Active DE69836990T2 (de) 1997-12-15 1998-12-07 Vierkammer-Herzschrittmachersystem zur Optimierung des Herzzeitvolumens
DE1998629207 Active DE69829207D1 (de) 1997-12-15 1998-12-07 Vierkammer-herzschrittmachersystem zur optimierung des herzzeitvolumens
DE1998636991 Active DE69836991T2 (de) 1997-12-15 1998-12-07 Vierkammer-Herzschrittmachersystem zur Optimierung des Herzzeitvolumens
DE1998636991 Active DE69836991D1 (de) 1997-12-15 1998-12-07 Vierkammer-Herzschrittmachersystem zur Optimierung des Herzzeitvolumens
DE1998636990 Active DE69836990D1 (de) 1997-12-15 1998-12-07 Vierkammer-Herzschrittmachersystem zur Optimierung des Herzzeitvolumens

Family Applications After (5)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE1998636990 Active DE69836990T2 (de) 1997-12-15 1998-12-07 Vierkammer-Herzschrittmachersystem zur Optimierung des Herzzeitvolumens
DE1998629207 Active DE69829207D1 (de) 1997-12-15 1998-12-07 Vierkammer-herzschrittmachersystem zur optimierung des herzzeitvolumens
DE1998636991 Active DE69836991T2 (de) 1997-12-15 1998-12-07 Vierkammer-Herzschrittmachersystem zur Optimierung des Herzzeitvolumens
DE1998636991 Active DE69836991D1 (de) 1997-12-15 1998-12-07 Vierkammer-Herzschrittmachersystem zur Optimierung des Herzzeitvolumens
DE1998636990 Active DE69836990D1 (de) 1997-12-15 1998-12-07 Vierkammer-Herzschrittmachersystem zur Optimierung des Herzzeitvolumens

Country Status (4)

Country Link
US (7) US6070100A (de)
DE (6) DE69829207T2 (de)
EP (3) EP1477205B1 (de)
WO (1) WO1999030777A1 (de)

Families Citing this family (274)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6070100A (en) * 1997-12-15 2000-05-30 Medtronic Inc. Pacing system for optimizing cardiac output and determining heart condition
FR2772622B1 (fr) * 1997-12-23 2000-03-31 Ela Medical Sa Dispositif medical implantable actif, notamment stimulateur cardiaque, defibrillateur et/ou cardioverteur, de type multisite configurable
US6144880A (en) * 1998-05-08 2000-11-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac pacing using adjustable atrio-ventricular delays
US7110817B2 (en) 1998-05-08 2006-09-19 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for optimizing ventricular synchrony during DDD resynchronization therapy using adjustable atrio-ventricular delays
US7158830B2 (en) * 1998-05-08 2007-01-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for optimizing stroke volume during DDD resynchronization therapy using adjustable atrio-ventricular delays
US7062325B1 (en) * 1999-05-21 2006-06-13 Cardiac Pacemakers Inc Method and apparatus for treating irregular ventricular contractions such as during atrial arrhythmia
US8064997B2 (en) 1999-05-21 2011-11-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for treating irregular ventricular contractions such as during atrial arrhythmia
US7212860B2 (en) * 1999-05-21 2007-05-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus and method for pacing mode switching during atrial tachyarrhythmias
US6278894B1 (en) 1999-06-21 2001-08-21 Cardiac Pacemakers, Inc. Multi-site impedance sensor using coronary sinus/vein electrodes
DE19929091A1 (de) 1999-06-24 2000-12-28 Biotronik Mess & Therapieg Verfahren zur Steuerung der Stimulationsamplitude eines kardiologischen Implantates
WO2001010498A1 (en) * 1999-08-05 2001-02-15 St. Jude Medical Ab A cardiac stimulating device
US7127290B2 (en) 1999-10-01 2006-10-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management systems and methods predicting congestive heart failure status
DE19958735A1 (de) * 1999-12-06 2001-06-07 Biotronik Mess & Therapieg Betriebsverfahren für ein kardiologisches Geräteimplantat, insbesondere einen Herzschrittmacher
FR2802433B1 (fr) * 1999-12-17 2002-05-17 Ela Medical Sa Dispositif medical, implantable actif, notamment stimulateur cardiaque, defibrillateur et/ou cardiovecteur du type multisite comportant des moyens de resynchronisation des ventricules
FR2803759B1 (fr) * 2000-01-14 2002-02-22 Ela Medical Sa Dispositif medical implantable actif, notamment stimulateur cardiaque, defibrillateur et/ou dispositif multisite comportant des moyens de mesure d'impedance transvalvulaire
DE60131041T2 (de) 2000-01-19 2008-07-31 Pacesetter, Inc., Sylmar Implantierbare Herzvorrichtung zur Überwachung der Verschlechterung oder Verbesserung von Herzerkrankungen
FR2806311B1 (fr) * 2000-03-14 2002-10-18 Ela Medical Sa Dispositif medical implantable actif, notamment stimulateur cardiaque, defibrillateur et/ou cardioverteur et/ou dispositif multisite comportant des moyens de mesure de bioimpedance transseptale
US6640135B1 (en) * 2000-04-06 2003-10-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus and method for spatially and temporally distributing cardiac electrical stimulation
WO2001080922A3 (en) 2000-04-21 2002-03-28 Pinhas Gilboa System and method for intravascular catheter navigation
US6754532B1 (en) * 2000-04-28 2004-06-22 Medtronic, Inc. Coronary sinus flow regulated pacing
US6748261B1 (en) * 2000-05-08 2004-06-08 Pacesetter, Inc. Implantable cardiac stimulation device for and method of monitoring progression or regression of heart disease by monitoring interchamber conduction delays
US7039461B1 (en) 2000-05-13 2006-05-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac pacing system for prevention of ventricular fibrillation and ventricular tachycardia episode
WO2001087410A3 (en) * 2000-05-15 2002-03-21 Pacesetter Inc Cardiac stimulation devices and methods for measuring impedances associated with the left side of the heart
US7349734B2 (en) * 2000-05-15 2008-03-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for delivering defibrillation shock therapy while reducing electrical dispersion due to ventricular conduction disorder
US7305266B1 (en) * 2001-05-14 2007-12-04 Pacesetter, Inc. Cardiac stimulation devices and methods for measuring impedances associated with the heart
US20010049543A1 (en) * 2000-05-15 2001-12-06 Kroll Mark W. Method and apparatus for biventricular stimulation and capture monitoring
US6363281B1 (en) * 2000-05-16 2002-03-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system and method
US6496732B1 (en) * 2000-05-25 2002-12-17 The Regents Of The University Of California Internal cardiac output monitor
DE60113541D1 (de) * 2000-06-30 2005-10-27 St Jude Medical Implantierbares medizinisches gerät mit mitteln zur detektierung der klappenöffnung
DE60106645T2 (de) * 2000-12-01 2005-03-24 Medtronic, Inc., Minneapolis Apparat zur messung des mittleren blutdruckes in der lungenarterie von der herzkammer aus mit einem mobilen überwachungsgerät
US7130682B2 (en) * 2000-12-26 2006-10-31 Cardiac Pacemakers, Inc. Pacing and sensing vectors
US6957100B2 (en) * 2000-12-26 2005-10-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and system for display of cardiac event intervals in a resynchronization pacemaker
US7142918B2 (en) * 2000-12-26 2006-11-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus and method for pacing mode switching during atrial tachyarrhythmias
US6597951B2 (en) * 2001-03-16 2003-07-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Automatic selection from multiple cardiac optimization protocols
US6576881B2 (en) 2001-04-06 2003-06-10 Koninklijke Philips Electronics N.V. Method and system for controlling a light source
US6477417B1 (en) 2001-04-12 2002-11-05 Pacesetter, Inc. System and method for automatically selecting electrode polarity during sensing and stimulation
US6684101B2 (en) 2001-04-25 2004-01-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device employing single drive, dual sense impedance measuring
US7346394B2 (en) * 2001-04-27 2008-03-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac stimulation at high ventricular wall stress areas
US6628988B2 (en) 2001-04-27 2003-09-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus and method for reversal of myocardial remodeling with electrical stimulation
US6665564B2 (en) * 2001-05-21 2003-12-16 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system selecting A-V delay based on interval between atrial depolarization and mitral valve closure
US6804555B2 (en) * 2001-06-29 2004-10-12 Medtronic, Inc. Multi-site ventricular pacing system measuring QRS duration
US6760622B2 (en) 2001-07-03 2004-07-06 Pacesetter, Inc. Implantable multi-chamber cardiac stimulation device with sensing vectors
US6668194B2 (en) * 2001-07-16 2003-12-23 Medtronic, Inc. Method and apparatus for monitoring conduction times in a bi-chamber pacing system
US6625487B2 (en) * 2001-07-17 2003-09-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Bioelectrical impedance ECG measurement and defibrillator implementing same
US6829506B2 (en) * 2001-07-25 2004-12-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Linear stimulation of the heart for improved hemodynamic benefit
US6937895B1 (en) * 2001-08-14 2005-08-30 Pacesetter, Inc. Multi-site cardiac stimulation device for controlling inter-chamber stimulation delay
US6721598B1 (en) 2001-08-31 2004-04-13 Pacesetter, Inc. Coronary sinus cardiac lead for stimulating and sensing in the right and left heart and system
US6760619B1 (en) 2001-08-31 2004-07-06 Pacesetter, Inc. Two lead universal defibrillation, pacing and sensing system
US6748268B1 (en) 2001-08-31 2004-06-08 Pacesetter, Inc. Three lead universal pacing and shocking system
US6745081B1 (en) 2001-08-31 2004-06-01 Pacesetter, Inc. Coronary Sinus Cardiac Lead For Stimulating and Sensing The Atria of the Right and Left Heart and System
US6701186B2 (en) * 2001-09-13 2004-03-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Atrial pacing and sensing in cardiac resynchronization therapy
US6819955B2 (en) 2001-10-09 2004-11-16 Pacesetter, Inc. Multi-chamber ventricular automatic capture method and apparatus for minimizing true and blanking period induced ventricular undersensing
US6718212B2 (en) 2001-10-12 2004-04-06 Medtronic, Inc. Implantable medical electrical lead with light-activated adhesive fixation
US6591144B2 (en) * 2001-10-23 2003-07-08 The Administrators Of The Tulane Educational Fund Steerable catheter and method for locating coronary sinus
US6795732B2 (en) 2001-10-30 2004-09-21 Medtronic, Inc. Implantable medical device employing sonomicrometer output signals for detection and measurement of cardiac mechanical function
US20050027323A1 (en) * 2001-10-30 2005-02-03 Medtronic, Inc. Implantable medical device for monitoring cardiac blood pressure and chamber dimension
US6760615B2 (en) 2001-10-31 2004-07-06 Medtronic, Inc. Method and apparatus for discriminating between tachyarrhythmias
US6751503B1 (en) 2001-11-01 2004-06-15 Pacesetter, Inc. Methods and systems for treating patients with congestive heart failure (CHF)
US6842642B2 (en) 2001-11-09 2005-01-11 Medtronic, Inc. Adjustable cardiac resynchronization
US6980851B2 (en) * 2001-11-15 2005-12-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for determining changes in heart failure status
US6832113B2 (en) 2001-11-16 2004-12-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Non-invasive method and apparatus for cardiac pacemaker pacing parameter optimization and monitoring of cardiac dysfunction
US6671549B2 (en) 2001-11-16 2003-12-30 Medtronic, Inc. Pacemaker utilizing QT dynamics to diagnose heart failure
US6721599B2 (en) 2001-11-16 2004-04-13 Medtronic, Inc. Pacemaker with sudden rate drop detection based on QT variations
US6959214B2 (en) 2001-11-28 2005-10-25 Medtronic, Inc. Implantable medical device for measuring mechanical heart function
US7542807B2 (en) * 2001-12-04 2009-06-02 Endoscopic Technologies, Inc. Conduction block verification probe and method of use
US6973349B2 (en) * 2001-12-05 2005-12-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for minimizing post-infarct ventricular remodeling
US7127289B2 (en) * 2001-12-05 2006-10-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac resynchronization system employing mechanical measurement of cardiac walls
EP1458443B1 (de) * 2001-12-19 2006-12-20 St. Jude Medical AB Implantierbare herzstimulationsvorrichtung sowie diese vorrichtung enthaltendes system
US6892095B2 (en) * 2001-12-31 2005-05-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for monitoring left ventricular work or power
US6666826B2 (en) * 2002-01-04 2003-12-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for measuring left ventricular pressure
US6915160B2 (en) * 2002-02-08 2005-07-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Dynamically optimized multisite cardiac resynchronization device
US7024243B1 (en) 2002-02-14 2006-04-04 Pacesetter, Inc. System and methods for preventing, detecting, and terminating pacemaker mediated tachycardia in biventricular implantable cardiac stimulation device
US7813798B2 (en) * 2002-02-14 2010-10-12 Pacesetter, Inc. Systems and methods for preventing, detecting, and terminating pacemaker mediated tachycardia in biventricular implantable cardiac stimulation systems
WO2003071945A1 (en) * 2002-02-28 2003-09-04 St. Jude Medical Ab Medical device
GB0205771D0 (en) 2002-03-12 2002-04-24 Monitoring Tech Ltd Method and apparatus for the setting or adjustment of a cardiac pacemaker
US6963777B2 (en) * 2002-03-13 2005-11-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system and method using time between mitral valve closure and aortic ejection
DE60302089T2 (de) 2002-03-25 2006-12-07 St. Jude Medical Ab Vorrichtung zur Überwachung des Herzens
DE60301161D1 (de) * 2002-03-25 2005-09-08 St Jude Medical Vorrichtung zur Überwachung des Herzens und ein System beinhaltend eine solche Vorrichtung
US6957105B2 (en) * 2002-03-26 2005-10-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for detecting oscillations in cardiac rhythm with electrogram signals
EP1350539B1 (de) * 2002-04-03 2006-10-18 Osypka Medical GmbH Apparat zur automatischen Bestimmung von hämodynamisch optimalen Herzstimulationsparameterwerten
US6915164B2 (en) 2002-04-16 2005-07-05 Pacesetter, Inc. Automatic capture using independent channels in bi-chamber stimulation
US7076292B2 (en) * 2002-04-25 2006-07-11 Medtronic, Inc. Optical communication of neurostimulation-system information
US7228174B2 (en) * 2002-04-29 2007-06-05 Medtronics, Inc. Algorithm for the automatic determination of optimal AV an VV intervals
US7110815B2 (en) * 2002-05-06 2006-09-19 Cardiac Pacemakers, Inc. System and method for providing temporary stimulation therapy to optimize chronic electrical performance for electrodes used in conjunction with a cardiac rhythm management system
WO2003105952A1 (en) * 2002-06-14 2003-12-24 St Jude Medical Ab A heart monitoring and stimulating device, a system including such a device and use of the system
EP1380318B1 (de) * 2002-07-12 2012-07-04 St. Jude Medical AB Gerät zur Herzstimulierung
WO2004008959A1 (en) * 2002-07-22 2004-01-29 St Jude Medical Ab A congestive heart failure monitor
EP1384492A1 (de) * 2002-07-22 2004-01-28 St. Jude Medical AB Herzschrittmacher
US7206634B2 (en) * 2002-07-26 2007-04-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for optimizing cardiac pumping performance
EP1386637B1 (de) * 2002-07-30 2009-12-23 St. Jude Medical AB Vorrichtung zur Überwachung des Herzens
US7139608B2 (en) * 2002-07-31 2006-11-21 Uab Research Foundation Pacing methods and devices using feedback controlled timing
US6965797B2 (en) * 2002-09-13 2005-11-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for assessing and treating myocardial wall stress
EP1587579B1 (de) * 2002-09-30 2007-08-29 St Jude Medical AB Herzschrittmacher, der vorhofarrhythmie durch bestimmung der wanddehnung mittels impedanzmessung feststellt
US7043301B1 (en) 2002-10-11 2006-05-09 Pacesetter, Inc. Implantable cardiac stimulation system providing high output far-field pacing and method
US7146225B2 (en) 2002-10-30 2006-12-05 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for accessing and stabilizing an area of the heart
US7065405B2 (en) * 2002-11-15 2006-06-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Stress reduction pacing mode for arrhythmia prevention
US7313434B2 (en) * 2002-11-25 2007-12-25 Regents Of The University Of Minnesota Impedance monitoring for detecting pulmonary edema and thoracic congestion
DE10257156A1 (de) * 2002-12-02 2004-06-17 Biotronik Meß- und Therapiegeräte GmbH & Co. Ingenieurbüro Berlin Herzschrittmacher
EP1430930B1 (de) 2002-12-16 2006-08-23 St. Jude Medical AB Implantierbarer Herzschrittmacher und System mit einem solchem Gerät
EP1430927B1 (de) * 2002-12-16 2008-05-07 St. Jude Medical AB Vorrichtung zur Herzstimulation, ein System mit solch einer Vorrichtung
DE60303244T2 (de) * 2002-12-16 2006-08-03 St. Jude Medical Ab Implantierbare Herzstimulationsvorrichtung und System, das diese Vorrichtung umfasst
EP1449562B1 (de) * 2003-02-18 2011-05-11 St. Jude Medical AB Implantierbare Herzstimulationsvorrichtung und System mit einer solchen Vorrichtung
US7269460B2 (en) * 2003-02-28 2007-09-11 Medtronic, Inc. Method and apparatus for evaluating and optimizing ventricular synchronization
US6885889B2 (en) 2003-02-28 2005-04-26 Medtronic, Inc. Method and apparatus for optimizing cardiac resynchronization therapy based on left ventricular acceleration
US6871088B2 (en) 2003-03-20 2005-03-22 Medtronic, Inc. Method and apparatus for optimizing cardiac resynchronization therapy
EP1608418B1 (de) * 2003-03-31 2009-07-08 Radi Medical Systems Ab Medizinisches Gerät mit Druckmessung in einem Ventrikel zur Steuerung eines Herzschrittmachers.
US6889083B2 (en) * 2003-04-21 2005-05-03 Medtronic, Inc. Atrial tracking recovery to restore cardiac resynchronization therapy in dual chamber tracking modes
US7079895B2 (en) * 2003-04-25 2006-07-18 Medtronic, Inc. Cardiac pacing for optimal intra-left ventricular resynchronization
US7149573B2 (en) * 2003-04-25 2006-12-12 Medtronic, Inc. Method and apparatus for impedance signal localizations from implanted devices
CA2525443C (en) * 2003-05-12 2013-12-17 Cheetah Medical Inc. System, method and apparatus for measuring blood flow and blood volume
EP1486231B1 (de) * 2003-06-12 2011-05-18 St. Jude Medical AB Vorrichtung zur Herzstimulation und System mit so einer Vorrichtung
WO2005006946A3 (en) * 2003-07-03 2005-08-25 New York Univeristy System and method for assessment of cardiac electrophysiologic stability and modulation of cardiac oscillations
US7657313B2 (en) 2003-07-21 2010-02-02 Ai-Semi Ltd Adaptive cardiac resynchronization therapy system
US7027866B2 (en) 2003-07-29 2006-04-11 Medtronic, Inc. Mechanically-based interval optimization for a biventricular pacing engine
US7065400B2 (en) * 2003-08-20 2006-06-20 Pacesetter, Inc. Method and apparatus for automatically programming CRT devices
US7010347B2 (en) * 2004-02-14 2006-03-07 Pacesetter, Inc. Optimization of impedance signals for closed loop programming of cardiac resynchronization therapy devices
US7142919B2 (en) * 2003-10-24 2006-11-28 Medtronic, Inc. Reconfigurable, fault tolerant multiple-electrode cardiac lead systems
US20050125041A1 (en) * 2003-11-05 2005-06-09 Xiaoyi Min Methods for ventricular pacing
US7050849B2 (en) * 2003-11-06 2006-05-23 Ebr Systems, Inc. Vibrational therapy device used for resynchronization pacing in a treatment for heart failure
US20070197859A1 (en) * 2003-11-07 2007-08-23 Paracor Medical, Inc. Cardiac harness having diagnostic sensors and method of use
US9002452B2 (en) 2003-11-07 2015-04-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Electrical therapy for diastolic dysfunction
US7155295B2 (en) 2003-11-07 2006-12-26 Paracor Medical, Inc. Cardiac harness for treating congestive heart failure and for defibrillating and/or pacing/sensing
US7158839B2 (en) 2003-11-07 2007-01-02 Paracor Medical, Inc. Cardiac harness for treating heart disease
US20050171589A1 (en) 2003-11-07 2005-08-04 Lilip Lau Cardiac harness and method of delivery by minimally invasive access
GB0327313D0 (en) * 2003-11-25 2003-12-24 Docherty Andrew Device mediated optimisation of cardial resynchronisation atrio-ventricular and/or inter-ventricular intervals
US7184821B2 (en) * 2003-12-03 2007-02-27 Regents Of The University Of Minnesota Monitoring thoracic fluid changes
US7184835B2 (en) * 2003-12-12 2007-02-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for adjustable AVD programming using a table
US7239915B2 (en) * 2003-12-16 2007-07-03 Medtronic, Inc. Hemodynamic optimization system for biventricular implants
US7215997B2 (en) * 2003-12-22 2007-05-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Dynamic device therapy control for treating post myocardial infarction patients
US20060041279A1 (en) * 2004-08-18 2006-02-23 Yinghong Yu Detection and treatment of prolonged inter-atrial delay in cardiac resynchronization patients
US7123960B2 (en) 2003-12-22 2006-10-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and system for delivering cardiac resynchronization therapy with variable atrio-ventricular delay
US7203540B2 (en) * 2003-12-22 2007-04-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and system for setting cardiac resynchronization therapy parameters
US7389141B2 (en) * 2003-12-22 2008-06-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Biatrial pacing optimization for biventricular pacing
US20070191901A1 (en) * 2004-06-04 2007-08-16 Pacesetter, Inc. Quantifying systolic and diastolic cardiac performance from dynamic impedance waveforms
US7620458B2 (en) 2004-03-09 2009-11-17 Mayo Foundation For Medical Education And Research Sheath and electrical lead
US7203541B2 (en) * 2004-03-12 2007-04-10 Medtronic, Inc. Real-time optimization of right to left ventricular timing sequence in bi-ventricular pacing of heart failure patients
US7272443B2 (en) * 2004-03-26 2007-09-18 Pacesetter, Inc. System and method for predicting a heart condition based on impedance values using an implantable medical device
US7505814B2 (en) * 2004-03-26 2009-03-17 Pacesetter, Inc. System and method for evaluating heart failure based on ventricular end-diastolic volume using an implantable medical device
US7286875B1 (en) 2004-05-03 2007-10-23 Pacesetter, Inc. Monitoring ventricular contractions using an implantable stimulation device
US7212861B1 (en) 2004-05-03 2007-05-01 Pacesetter, Inc. Monitoring ventricular contractions using an implantable stimulation device
US7283873B1 (en) 2004-05-03 2007-10-16 Pacesetter, Inc. Monitoring and synchronizing ventricular contractions using an implantable stimulation device
US20060025828A1 (en) * 2004-07-28 2006-02-02 Armstrong Randolph K Impedance measurement for an implantable device
US7185889B2 (en) * 2004-09-22 2007-03-06 Vanzanten David S Casino table wagering game and method therefor
US7676261B2 (en) * 2004-09-30 2010-03-09 General Electric Company Method and system for enhancing pace pulses
WO2006045075A1 (en) 2004-10-20 2006-04-27 Boston Scientific Limited Leadless cardiac stimulation systems
US7532933B2 (en) * 2004-10-20 2009-05-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Leadless cardiac stimulation systems
US7650186B2 (en) * 2004-10-20 2010-01-19 Boston Scientific Scimed, Inc. Leadless cardiac stimulation systems
US9089709B2 (en) 2004-12-12 2015-07-28 Sorin Crm Sas System and method for the visualization and optimization of cardiac resynchronization therapy
US7561914B2 (en) * 2004-12-20 2009-07-14 Medtronic, Inc. Method of continuous capture verification in cardiac resynchronization devices
US7558631B2 (en) * 2004-12-21 2009-07-07 Ebr Systems, Inc. Leadless tissue stimulation systems and methods
EP1833553B1 (de) * 2004-12-21 2015-11-18 EBR Systems, Inc. Implantierbare wandler
WO2006069215A3 (en) 2004-12-21 2009-06-18 Ebr Systems Inc Leadless cardiac system for pacing and arrhythmia treatment
US20100312129A1 (en) * 2005-01-26 2010-12-09 Schecter Stuart O Cardiovascular haptic handle system
US20060167529A1 (en) * 2005-01-26 2006-07-27 Schecter Stuart O Method and algorithm for defining the pathologic state from a plurality of intrinsically and extrinsically derived signals
US20090030332A1 (en) * 2005-01-26 2009-01-29 Schecter Stuart O microfabricated cardiac sensor with tactile feedback and method and apparatus for calibrating the same using a plurality of signals
US7386345B2 (en) * 2005-01-27 2008-06-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus and method for temporary treatment of acute heart failure decompensation
US9314633B2 (en) 2008-01-25 2016-04-19 Cyberonics, Inc. Contingent cardio-protection for epilepsy patients
US8565867B2 (en) 2005-01-28 2013-10-22 Cyberonics, Inc. Changeable electrode polarity stimulation by an implantable medical device
US7764999B2 (en) * 2005-01-28 2010-07-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Linear electrode array to treat mitral regurgitation
WO2006087696A3 (en) * 2005-02-15 2007-01-25 New Leaf Capital Ltd System, method and apparatus for measuring blood flow and blood volume
US7447543B2 (en) * 2005-02-15 2008-11-04 Regents Of The University Of Minnesota Pathology assessment with impedance measurements using convergent bioelectric lead fields
US7366567B2 (en) 2005-03-23 2008-04-29 Cardiac Pacemakers, Inc. Method for treating myocardial infarction
US7630763B2 (en) 2005-04-20 2009-12-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Thoracic or intracardiac impedance detection with automatic vector selection
WO2006115932A3 (en) * 2005-04-21 2007-03-29 James A Leibsohn Implantable pacemaker device that uses impedance cardiography
US7769451B2 (en) * 2005-04-28 2010-08-03 Medtronic, Inc. Method and apparatus for optimizing cardiac resynchronization therapy
US7711423B2 (en) * 2005-05-24 2010-05-04 Medtronic, Inc. Algorithm for the automatic determination of optimal pacing intervals
US20060271121A1 (en) * 2005-05-25 2006-11-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Closed loop impedance-based cardiac resynchronization therapy systems, devices, and methods
JPWO2006129417A1 (ja) * 2005-06-03 2008-12-25 国立大学法人 新潟大学 心臓ペースメーカー及び心臓ペーシング法
US7922669B2 (en) 2005-06-08 2011-04-12 Cardiac Pacemakers, Inc. Ischemia detection using a heart sound sensor
US9265949B2 (en) * 2005-06-28 2016-02-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for controlling cardiac therapy based on electromechanical timing
US20070027489A1 (en) * 2005-07-28 2007-02-01 Jong Gill Characterization of a patient's condition by evaluating electrical and mechanical properties of the heart
US8494618B2 (en) * 2005-08-22 2013-07-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Intracardiac impedance and its applications
US9839781B2 (en) 2005-08-22 2017-12-12 Cardiac Pacemakers, Inc. Intracardiac impedance and its applications
US7765001B2 (en) * 2005-08-31 2010-07-27 Ebr Systems, Inc. Methods and systems for heart failure prevention and treatments using ultrasound and leadless implantable devices
US7702392B2 (en) * 2005-09-12 2010-04-20 Ebr Systems, Inc. Methods and apparatus for determining cardiac stimulation sites using hemodynamic data
EP1933698A2 (de) * 2005-09-16 2008-06-25 The Ohio State University Verfahren und gerät zum nachweis von interventrikulärer dyssynchronie
US8131043B2 (en) * 2005-09-16 2012-03-06 The Ohio State University Method and apparatus for detecting interventricular dyssynchrony
US7974691B2 (en) * 2005-09-21 2011-07-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for controlling cardiac resynchronization therapy using cardiac impedance
US7869876B2 (en) 2005-10-07 2011-01-11 Medtronic, Inc. Method and apparatus for monitoring and optimizing atrial function
US7567840B2 (en) * 2005-10-28 2009-07-28 Cyberonics, Inc. Lead condition assessment for an implantable medical device
US7957796B2 (en) 2005-10-28 2011-06-07 Cyberonics, Inc. Using physiological sensor data with an implantable medical device
US20080255627A1 (en) * 2005-11-23 2008-10-16 Anders Bjorling Implantable Heart Stimulation Device and Method
US8108034B2 (en) 2005-11-28 2012-01-31 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for valvular regurgitation detection
WO2007064259A1 (en) * 2005-11-30 2007-06-07 St. Jude Medical Ab Implantable cardiac stimulator, system, device and method for monitoring cardiac synchrony
JP2009518115A (ja) * 2005-12-09 2009-05-07 ボストン サイエンティフィック サイムド,インコーポレイテッドBoston Scientific Scimed,Inc. 心刺激システム
US8046069B2 (en) 2005-12-22 2011-10-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for control of cardiac therapy using non-invasive hemodynamic sensor
US8050774B2 (en) * 2005-12-22 2011-11-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Electrode apparatus, systems and methods
EP1800709A1 (de) 2005-12-23 2007-06-27 BIOTRONIK CRM Patent AG Herzschrittmacher
US7592909B2 (en) * 2006-01-19 2009-09-22 Board Of Regents, The University Of Texas System Location and tracking system using wireless technology
US8095207B2 (en) * 2006-01-23 2012-01-10 Regents Of The University Of Minnesota Implantable medical device with inter-atrial block monitoring
US7801601B2 (en) 2006-01-27 2010-09-21 Cyberonics, Inc. Controlling neuromodulation using stimulus modalities
US8615309B2 (en) 2006-03-29 2013-12-24 Catholic Healthcare West Microburst electrical stimulation of cranial nerves for the treatment of medical conditions
US7780606B2 (en) * 2006-03-29 2010-08-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Hemodynamic stability assessment based on heart sounds
US8202224B2 (en) * 2006-11-13 2012-06-19 Pacesetter, Inc. System and method for calibrating cardiac pressure measurements derived from signals detected by an implantable medical device
US7937161B2 (en) * 2006-03-31 2011-05-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Cardiac stimulation electrodes, delivery devices, and implantation configurations
US7869871B2 (en) 2006-03-31 2011-01-11 Cardiac Pacemakers, Inc. Pacing therapy for diastolic heart failure
US8712519B1 (en) 2006-03-31 2014-04-29 Pacesetter, Inc. Closed-loop adaptive adjustment of pacing therapy based on cardiogenic impedance signals detected by an implantable medical device
US8600497B1 (en) 2006-03-31 2013-12-03 Pacesetter, Inc. Systems and methods to monitor and treat heart failure conditions
US7794404B1 (en) 2006-03-31 2010-09-14 Pacesetter, Inc System and method for estimating cardiac pressure using parameters derived from impedance signals detected by an implantable medical device
US7869885B2 (en) 2006-04-28 2011-01-11 Cyberonics, Inc Threshold optimization for tissue stimulation therapy
EP2021071B1 (de) * 2006-05-16 2013-08-14 St. Jude Medical AB Implantierbares herzstimulationsgerät mit automatischem aussetzen der automatischen fangschwellenbestimmung
US8000780B2 (en) 2006-06-27 2011-08-16 Cardiac Pacemakers, Inc. Detection of myocardial ischemia from the time sequence of implanted sensor measurements
US7402183B1 (en) 2006-07-19 2008-07-22 Pacesetter, Inc. High capacitance cathode foil produced by abrasion process using titanium nitride powder
US7840281B2 (en) * 2006-07-21 2010-11-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Delivery of cardiac stimulation devices
US8290600B2 (en) * 2006-07-21 2012-10-16 Boston Scientific Scimed, Inc. Electrical stimulation of body tissue using interconnected electrode assemblies
WO2008034005A3 (en) * 2006-09-13 2008-07-10 Boston Scient Scimed Inc Cardiac stimulation using leadless electrode assemblies
US7890163B2 (en) * 2006-10-19 2011-02-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for detecting fibrillation using cardiac local impedance
US7869867B2 (en) 2006-10-27 2011-01-11 Cyberonics, Inc. Implantable neurostimulator with refractory stimulation
US7805194B1 (en) 2006-11-03 2010-09-28 Pacesetter, Inc. Matrix optimization method of individually adapting therapy in an implantable cardiac therapy device
US8019416B2 (en) * 2006-11-13 2011-09-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Reduction of AV delay for treatment of cardiac disease
US20080114408A1 (en) * 2006-11-13 2008-05-15 Shuros Allan C Method and device for simulated exercise
US7702390B1 (en) 2006-12-13 2010-04-20 Pacesetter, Inc. Rate adaptive biventricular and cardiac resynchronization therapy
US7778706B1 (en) 2006-12-13 2010-08-17 Pacesetter, Inc. Rate adaptive biventricular and cardiac resynchronization therapy
US7881787B1 (en) 2006-12-18 2011-02-01 Pacesetter, Inc. Capture detection system and method CRT therapy
US8014863B2 (en) * 2007-01-19 2011-09-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Heart attack or ischemia detector
US7736319B2 (en) * 2007-01-19 2010-06-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Ischemia detection using heart sound timing
US8876725B2 (en) * 2007-02-23 2014-11-04 Cheetah Medical, Inc. Method and system for estimating exercise capacity
EP2131737B1 (de) * 2007-03-07 2015-04-29 Cheetah Medical, Inc. Verfahren und system zur überwachung des schlafes
US7840267B2 (en) 2007-03-23 2010-11-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Closed-loop resynchronization therapy for mechanical dyssynchrony
US8504153B2 (en) 2007-04-04 2013-08-06 Pacesetter, Inc. System and method for estimating cardiac pressure based on cardiac electrical conduction delays using an implantable medical device
US8208999B2 (en) * 2007-04-04 2012-06-26 Pacesetter, Inc. System and method for estimating electrical conduction delays from immittance values measured using an implantable medical device
WO2008129535A1 (en) * 2007-04-19 2008-10-30 Cheetah Medical Ltd. Method, apparatus and system for predicting electromechanical dissociation
EP2144670B9 (de) * 2007-04-27 2014-11-19 St. Jude Medical AB Implantierbares medizinprodukt zur überwachung von herzklappenbewegungen
US7974701B2 (en) 2007-04-27 2011-07-05 Cyberonics, Inc. Dosing limitation for an implantable medical device
US8718773B2 (en) * 2007-05-23 2014-05-06 Ebr Systems, Inc. Optimizing energy transmission in a leadless tissue stimulation system
US20080300648A1 (en) * 2007-05-31 2008-12-04 Pacesetter, Inc. Treatment of cardiomyopathy, heart failure and cardiac ischemia using stimulation induced secretion of glp-1
US7634315B2 (en) * 2007-05-31 2009-12-15 Pacesetter, Inc. Techniques to monitor and trend nerve damage and recovery
US20080300646A1 (en) * 2007-05-31 2008-12-04 Pacesetter, Inc. Treatment of cardiomyopathy, heart failure and cardiac ischemia using stimulation induced secretion of glp-1
EP2170458A1 (de) * 2007-06-13 2010-04-07 E- Pacing, Inc. Implantierbare produkte und verfahren zur stimulation von herz- oder anderem gewebe
US9095271B2 (en) * 2007-08-13 2015-08-04 Cheetah Medical, Inc. Dynamically variable filter
US8914130B2 (en) 2007-09-27 2014-12-16 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable lead with in-lead switching electronics
US8868165B1 (en) * 2007-09-28 2014-10-21 Pacesetter, Inc. Use of cardiogenic impedance waveform morphology to analyze cardiac conditions and to adjust treatment therapy
WO2009075949A1 (en) * 2007-12-11 2009-06-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Coronary vein hemodynamic sensor
US20090149904A1 (en) * 2007-12-11 2009-06-11 Cardiac Pacemakers, Inc. Lv unipolar sensing or pacing vector
WO2009078758A1 (en) 2007-12-19 2009-06-25 St. Jude Medical Ab An implantable heart monitoring device, system and method
US9415226B1 (en) 2007-12-20 2016-08-16 Pacesetter, Inc. Method and apparatus with anodal capture monitoring
US7953493B2 (en) 2007-12-27 2011-05-31 Ebr Systems, Inc. Optimizing size of implantable medical devices by isolating the power source
US8157848B2 (en) * 2008-02-01 2012-04-17 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System for characterizing patient tissue impedance for monitoring and treatment
WO2009099550A1 (en) * 2008-02-07 2009-08-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Wireless tissue electrostimulation
EP2265166A4 (de) * 2008-03-25 2011-11-02 Ebr Systems Inc Vorübergehende elektrodenverbindung für drahtlose schrittmachersysteme
US7941217B1 (en) * 2008-03-25 2011-05-10 Pacesetter, Inc. Techniques for promoting biventricular synchrony and stimulation device efficiency using intentional fusion
US9575140B2 (en) 2008-04-03 2017-02-21 Covidien Lp Magnetic interference detection system and method
US8688201B2 (en) * 2008-04-24 2014-04-01 Medtronic, Inc. System and method to monitor ejection time and QT interval to alert patients before syncopal events
JP2011519665A (ja) * 2008-05-08 2011-07-14 カーディアック ペースメイカーズ, インコーポレイテッド 房室遅延時間計算システム
US8818507B2 (en) * 2008-05-27 2014-08-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Coronary vein dimensional sensor and fixation apparatus
WO2009147671A1 (en) 2008-06-03 2009-12-10 Superdimension Ltd. Feature-based registration method
US20090299423A1 (en) * 2008-06-03 2009-12-03 Pacesetter, Inc. Systems and methods for determining inter-atrial conduction delays using multi-pole left ventricular pacing/sensing leads
US8218847B2 (en) 2008-06-06 2012-07-10 Superdimension, Ltd. Hybrid registration method
US20100016911A1 (en) 2008-07-16 2010-01-21 Ebr Systems, Inc. Local Lead To Improve Energy Efficiency In Implantable Wireless Acoustic Stimulators
US8195297B2 (en) * 2008-10-13 2012-06-05 E-Pacing, Inc. Devices and methods for electrical stimulation of the diaphragm and nerves
US20100121396A1 (en) * 2008-11-10 2010-05-13 Pacesetter, Inc. Enhanced hemodynamics through energy-efficient anodal pacing
WO2010062224A1 (en) 2008-11-28 2010-06-03 St. Jude Medical Ab An implantable medical device, a method and a system for valve condition determination
US8442634B2 (en) * 2008-12-04 2013-05-14 Pacesetter, Inc. Systems and methods for controlling ventricular pacing in patients with long inter-atrial conduction delays
US8498702B2 (en) * 2008-12-22 2013-07-30 St. Jude Medical Ab Implantable medical device and method for monitoring synchronicity of the ventricles of a heart
DE602009000855D1 (de) 2009-01-09 2011-04-21 Ela Medical Sa Aktive medizinische Vorrichtung vom Typ implantierbare Herzprothese für die Behandlung von Herzinsuffizienz durch kontrollierte Anpassung der atrioventrikulären und intraventrikulären Durchblutungszeiten
EP2435131A1 (de) * 2009-05-26 2012-04-04 Cardiac Pacemakers, Inc. System und verfahren zur rhythmuserkennung und therapiedifferenzierung anhand von informationen über den hämodynamischen status
EP2437849B1 (de) * 2009-06-01 2017-02-22 Cardiac Pacemakers, Inc. System zur dekompensationserkennung und auf der hämodynamik eines patienten basierende behandlung
US8417336B2 (en) * 2009-06-01 2013-04-09 Cardiac Pacemakers, Inc. System and method for pacing rate control utilizing patient hemodynamic status information
US8126546B2 (en) * 2009-06-30 2012-02-28 Pacesetter, Inc. Anodal excitation of tissue
US9555249B2 (en) * 2009-08-31 2017-01-31 Medtronic, Inc. Assessment of cardiac wall motion using impedance measurements
US8145311B2 (en) * 2009-10-22 2012-03-27 Pacesetter, Inc. Systems and methods for determining optimal electrode pairs for use in biventricular pacing using multi-pole ventricular leads
WO2011069538A1 (en) * 2009-12-08 2011-06-16 St. Jude Medical Ab Implantable medical device for cardiac therapy
US8805499B1 (en) 2010-02-16 2014-08-12 Himanshu Gupta Cardiac pacemakers and pacing methods
US8639328B2 (en) 2010-10-29 2014-01-28 Medtronic, Inc. Cardiac therapy based upon impedance signals
US8942828B1 (en) 2011-04-13 2015-01-27 Stuart Schecter, LLC Minimally invasive cardiovascular support system with true haptic coupling
US9049994B2 (en) 2011-09-21 2015-06-09 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System for cardiac arrhythmia detection and characterization
US8965504B2 (en) 2012-03-02 2015-02-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods of characterizing mechanical activation patterns for rhythm discrimination and therapy
EP2712549B1 (de) * 2012-10-01 2015-03-11 Sorin CRM SAS Vorrichtung zur Bewertung der zeitlichen ventrikulären Desynchronisation
US9808633B2 (en) * 2012-10-31 2017-11-07 Medtronic, Inc. Leadless pacemaker system
US8923963B2 (en) 2012-10-31 2014-12-30 Medtronic, Inc. Leadless pacemaker system
US9089276B2 (en) 2013-03-15 2015-07-28 Pacesetter, Inc. Systems and methods for obtaining substantially simultaneous mult-channel impedance measurements and related applications
US9199086B2 (en) 2014-01-17 2015-12-01 Medtronic, Inc. Cardiac resynchronization therapy optimization based on intracardiac impedance
US9387330B2 (en) 2014-01-17 2016-07-12 Medtronic, Inc. Cardiac resynchronization therapy optimization based on intracardiac impedance and heart sounds
US20170128730A1 (en) * 2015-10-20 2017-05-11 Pacesetter, Inc. Systems and methods for automatically determining pace and sense configurations for an implantable device

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4303075A (en) * 1980-02-11 1981-12-01 Mieczyslaw Mirowski Method and apparatus for maximizing stroke volume through atrioventricular pacing using implanted cardioverter/pacer
US5003975A (en) * 1988-04-19 1991-04-02 Siemens-Pacesetter, Inc. Automatic electrode configuration of an implantable pacemaker
US4928688A (en) * 1989-01-23 1990-05-29 Mieczyslaw Mirowski Method and apparatus for treating hemodynamic disfunction
US5058583A (en) * 1990-07-13 1991-10-22 Geddes Leslie A Multiple monopolar system and method of measuring stroke volume of the heart
US5179949A (en) * 1990-12-07 1993-01-19 Raul Chirife Cardiac pacemaker with automatic a-v programming for optimization of left heart a-v interval
FR2718036B1 (fr) * 1994-04-05 1996-08-30 Ela Medical Sa Procédé de commande d'un stimulateur cardiaque auriculaire double du type triple chambre.
US5501702A (en) * 1994-06-06 1996-03-26 Medtronic, Inc. Time sharing multipolar rheography apparatus and method
US5540727A (en) * 1994-11-15 1996-07-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus to automatically optimize the pacing mode and pacing cycle parameters of a dual chamber pacemaker
US5487752A (en) * 1994-11-15 1996-01-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Automated programmable stimulating device to optimize pacing parameters and method
US5792197A (en) * 1996-04-29 1998-08-11 Nappholz; Tibor A. Implanted cardiac device with means for classifying patient condition
FR2760369B1 (fr) * 1997-03-07 1999-04-30 Ela Medical Sa Stimulateur cardiaque multisites pour le traitement des insuffisances cardiaques par stimulation
US5792203A (en) * 1997-08-18 1998-08-11 Sulzer Intermedics Inc. Universal programmable cardiac stimulation device
US6070100A (en) * 1997-12-15 2000-05-30 Medtronic Inc. Pacing system for optimizing cardiac output and determining heart condition

Also Published As

Publication number Publication date Type
US6238420B1 (en) 2001-05-29 grant
US6070100A (en) 2000-05-30 grant
WO1999030777A1 (en) 1999-06-24 application
US6223079B1 (en) 2001-04-24 grant
EP1039951B1 (de) 2005-03-02 grant
EP1477205A1 (de) 2004-11-17 application
DE69836991D1 (de) 2007-03-15 grant
US20010010009A1 (en) 2001-07-26 application
EP1477204A1 (de) 2004-11-17 application
US6754530B2 (en) 2004-06-22 grant
US20020143368A1 (en) 2002-10-03 application
EP1477204B1 (de) 2007-01-24 grant
DE69836990T2 (de) 2007-11-08 grant
EP1039951A1 (de) 2000-10-04 application
US6223082B1 (en) 2001-04-24 grant
US6219579B1 (en) 2001-04-17 grant
DE69836991T2 (de) 2007-12-06 grant
DE69829207D1 (de) 2005-04-07 grant
EP1477205B1 (de) 2007-01-24 grant
DE69836990D1 (de) 2007-03-15 grant

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US5334220A (en) Dual-chamber implantable pacemaker having an adaptive AV interval that prevents ventricular fusion beats and method of operating same
US7295874B2 (en) Intermittent stress augmentation pacing for cardioprotective effect
US6360127B1 (en) Cardiac pacing using adjustable atrio-ventricular delays
US6456880B1 (en) Implantable cardiac stimulation device for and method of monitoring progression or regression of a patient's heart condition by monitoring ventricular repolarization interval dispersion
US6937901B2 (en) Capture verification for cardiac resynchronization pacing optimization
US6640135B1 (en) Apparatus and method for spatially and temporally distributing cardiac electrical stimulation
US6466820B1 (en) Multi-site cardiac pacing system having trigger pace window
US6430439B1 (en) Method for collection of biventricular histograms
US5584868A (en) Cardiac stimulating apparatus and method for heart failure therapy
US5312452A (en) Cardiac rhythm management device with automatic optimization of performance related pacing parameters
US6701186B2 (en) Atrial pacing and sensing in cardiac resynchronization therapy
US7027866B2 (en) Mechanically-based interval optimization for a biventricular pacing engine
US6556866B2 (en) Active implantable medical device, in particular a pacemaker, defibrillator and/or cardiovertor of the multisite type providing resynchronization of the ventricles
US6496730B1 (en) Multi-site cardiac pacing system having conditional refractory period
US6959214B2 (en) Implantable medical device for measuring mechanical heart function
US6553258B2 (en) System and method for managing refractory periods in a cardiac rhythm management device with biventricular sensing
US6438408B1 (en) Implantable medical device for monitoring congestive heart failure
US7103410B2 (en) Apparatus and method for reversal of myocardial remodeling with electrical stimulation
US6522921B2 (en) System and method for eliminating cross-talk due to far-field signals
US7257443B2 (en) Method and apparatus for detecting oscillations in cardiac rhythm with electrogram signals
US6965797B2 (en) Method and apparatus for assessing and treating myocardial wall stress
US20040049235A1 (en) Implantable medical device for treating cardiac mechanical dysfunction by electrical stimulation
US6842642B2 (en) Adjustable cardiac resynchronization
US5861009A (en) Implantable cardiac stimulator with rate-adaptive T-wave detection
US6804555B2 (en) Multi-site ventricular pacing system measuring QRS duration