-
Gebiet der
Erfindung
-
Die
gegenwärtige
Erfindung betrifft im Allgemeinen implantierbare Cardioverter-Defibrillatoren,
und insbesondere implantierbare Cardioverter-Defibrillatoren, die
eine dreiphasige Wellenform verwenden.
-
Hintergrund
der Erfindung
-
Die
Verbesserung der Wirksamkeit von Defibrillationswellenformen wird
es erlauben, die Größe von implantierbaren
Cardioverter-Defibrillatoren zu reduzieren. Zweiphasige Wellenformen
waren ein erster Schritt zur Verbesserung der Wirksamkeit der Wellenform.
Jedoch ist bei zweiphasigen Wellenformen die optimale Stärke der
zweiten Phase, die die Stoßstärke minimiert,
die zur Defibrillation erforderlich ist, viel größer als die optimale Stärke der
zweiten Phase, die die Größe der Gewebeschädigung minimiert,
die durch die Defibrillation verursacht wird.
-
Das
US-Patent Nr. 4,637,397 von Jones & Jones mit dem Titel "Triphasic Wave Defibrillation" beschreibt einen
Ansatz zur Verbesserung gegenüber
der zweiphasigen Wellenform. Dieses Patent beschreibt ein Verfahren
und eine Vorrichtung zur Stimu lation von Zellen in arrhythmischen
myokardialen Geweben durch Verwendung einer dreiphasigen Wellenform,
die aufeinander folgend einen Konditionierimpuls, einen Defibrillations-
oder Korrekturimpuls von umgekehrter Polarität wie der Konditionierimpuls
und dann einen Heilimpuls mit derselben Polarität wie der Konditionierimpuls
aufweist. Jones gibt keine besondere Implementierung für seine
Wellenform an. Vielmehr wird einfach festgestellt, dass ein Mittel
zum Anlegen der Wellen auf das fibrillierende myokardiale Gewebe "irgendeine geeignete
Vorrichtung umfassen kann, die herkömmlicherweise bei der Durchführung von
Defibrillationsverfahren verwendet wird". (Vgl. Spalte 4, Zeile 61 bis Spalte
5, Zeile 9).
-
Unglücklicherweise
wurde die von Jones vorgeschlagene Wellenform nicht erfolgreich
implementiert. Das Problem ist in dem US-Patent Nr. 5,522,853 von
Kroll zusammengefasst, der in Spalte 2, Zeilen 52-64 erwähnt, dass: "die dreiphasige von
Jones et al. vorgeschlagene Wellenform sich als nicht effektiver
als die herkömmliche
zweiphasige Wellenform erwiesen hat, Manz, M. et al., "Can Triphasic Shock
Waveforms Improve ICD Therapy in Man? Supplement to Circulation,
Bd. 88, Nr. 4, Teil 2, Oktober 1993, Abstract 3193."
-
Die
WO 96/23546 und die
US 5,224,476 offenbaren
beide eine Vorrichtung zur Anwendung von dreiphasiger Cardioversion
und von Defibrillationsstößen, jedoch
sind in beiden Fällen
die Dauern der zweiten und dritten Phasen zusammen bei dem dreiphasigen
Impuls größer als
die Dauer der ersten Phase.
-
Zusammenfassung
der Erfindung
-
Gemäß der gegenwärtigen Erfindung
wird ein implantierbares System für die Defibrillation oder Cardioversion
des Herzens eines Patienten angegeben, der einer solchen Behandlung
bedarf, wobei das System Folgendes aufweist:
eine Mehrzahl
von Elektroden, die zur Bereitstellung eines dreiphasigen Defibrillationsimpulses
entlang eines vorbestimmten Stromweges im Herzen konfiguriert sind,
wobei die Mehrzahl von Elektroden eine erste Elektrode aufweist,
die zur Positionierung in der rechten Kammer des Herzens konfiguriert
ist;
eine Stromversorgung; und
eine Steuerschaltung, die
arbeitsmäßig mit
den Elektroden und der Stromversorgung zusammenhängt, wobei die Steuerschaltung
zur Bereitstellung eines dreiphasigen Defibrillationsimpulses über die
Elektroden konfiguriert ist;
wobei der dreiphasige Defibrillationsimpuls
eine erste Phase, eine zweite Phase, die eine der ersten Phase entgegengesetzte
Polarität
aufweist, und eine dritte Phase aufweist, die dieselbe Polarität wie die
erste Phase besitzt;
wobei die Steuerschaltung derart konfiguriert
ist, dass die erste Elektrode eine Anode für die erste und die dritte Phase
des dreiphasigen Defibrillationsimpulses ist;
wobei die Mehrzahl
von Elektroden eine zweite Elektrode aufweist, die zur Positionierung
in der Vena Cava Superior des Patienten konfiguriert ist, sowie
eine dritte Elektrode, die zur Positionierung im linken Thoraxbereich
des Patienten konfiguriert ist;
und wobei die Steuerschaltung
derart konfiguriert ist, dass die zweite und die dritte Elektrode
für die
erste und dritte Phase Kathoden sind;
dadurch gekennzeichnet,
dass die Steuerschaltung derart konfiguriert ist, dass die Dauer
der zweiten und dritten Phase zusammen nicht größer als die Dauer der ersten
Phase ist.
-
Der
Defibrillationsimpuls ist vorzugsweise nicht stärker als ungefähr 40 Joule.
-
Die
Steuerschaltung ist vorzugsweise derart konfiguriert, dass die erste
Phase eine Dauer zwischen 3 und 50 Millisekunden hat, dass die zweite
Phase eine Dauer zwischen 2 und 15 Millisekunden hat und dass die
dritte Phase eine Dauer zwischen 1 und 15 Millisekunden hat.
-
Die
Steuerschaltung kann derart konfiguriert sein, dass der Defibrillationsimpuls
eine Neigung von wenigstens 40 % hat.
-
Alternativ
kann die Steuerschaltung derart konfiguriert sein, dass der Defibrillationsimpuls
eine Neigung von wenigstens 50 % hat.
-
Bei
einer besonders bevorzugten Ausführung
ist der Defibrillationsimpuls nicht stärker als ungefähr 35 Joule;
die erste Phase hat eine Dauer zwischen 5 und 40 Millisekunden,
die zwei te Phase hat eine Dauer zwischen 6 und 12 Millisekunden;
die dritte Phase hat eine Dauer zwischen 2 und 6 Millisekunden;
und die Steuerschaltung ist derart konfiguriert, dass der Defibrillationsimpuls
eine Neigung von wenigstens 50 % hat.
-
Es
wird ein implantierbares System für die Defibrillation oder die
Cardioversion des Herzens eines Patienten angegeben, der einer solchen
Behandlung bedarf. Das System umfasst eine Mehrzahl von Elektroden, die
zur Abgabe eines Defibrillationsimpulses entlang eines vorbestimmten
Stromweges in das Herz ausgebildet sind, wobei die Mehrzahl von
Elektroden eine erste Elektrode umfasst, die zur Positionierung
innerhalb der rechten Kammer des Herzens konfiguriert ist. Das System
schließt
eine Stromversorgung und eine Steuerschaltung ein, wobei die Steuerschaltung
arbeitsmäßig mit
den Elektroden und der Stromversorgung gekoppelt ist. Die Stromversorgung
ist zur Bereitstellung eines dreiphasigen Defibrillationsimpulses
durch die Elektroden ausgebildet, wobei der dreiphasige Defibrillationsimpuls
eine erste Phase, eine zweite Phase, deren Polarität derjenigen
der ersten Phase entgegengesetzt ist, und eine dritte Phase aufweist,
deren Polarität
dieselbe wie die der ersten Phase ist. Die Steuerschaltung ist derart
konfiguriert, dass die erste Elektrode eine Anode für die erste
und dritte Phase des dreiphasigen Defibrillationsimpulses ist.
-
Die
gegenwärtige
Erfindung wird in größerem Detail
in der Zeichnung und der nachfolgenden Beschreibung beschrieben.
-
Kurze Beschreibung
der Zeichnung
-
1 ist
eine schematische Darstellung einer ersten Ausführung der gegenwärtigen Erfindung;
-
2 zeigt
die in der Vorrichtung gemäß der gegenwärtigen Erfindung
verwendete Steuerschaltung schematisch;
-
3 ist
eine schematische Darstellung einer alternativen Ausführung der
gegenwärtigen
Erfindung;
-
4 zeigt
verschiedene dreiphasige Wellenformen der gegenwärtigen Erfindung zusammen mit
verschiedenen zweiphasigen Wellenformen;
-
5 zeigt
experimentelle Ergebnisse bezüglich
der gelieferten Energie (ED) an dem Defibrillationswert, wie aus
den Wellenformen gemäß 4 gewonnen
(ganze Balken repräsentieren
die RV-Anode (+); schattierte Balken zeigen die RV-Kathode (–));
-
6 zeigt
experimentelle Ergebnisse bei der Anstiegsflankenspannung für die erste
Phase (LEV), wie sie mit den Wellenformen gemäß 4 erzielt
wurde;
-
7 zeigt
weitere dreiphasige Wellenformen gemäß der gegenwärtigen Erfindung
zusammen mit verschiedenen zweiphasigen Wellenformen;
-
8 zeigt
experimentelle Ergebnisse, die mit den Wellenformen gemäß 7 erhalten
wurden; und
-
9 zeigt
experimentelle Ergebnisse, die mit den Wellenformen gemäß 7 erhalten
wurden.
-
Detaillierte
Beschreibung der Erfindung
-
Die
gegenwärtige
Erfindung kann verwendet werden, um alle Formen von Cardio-Tachyarrythmen, einschließlich ventrikulärer Fibrillation,
mit Defibrillationsstößen oder
-impulsen zu behandeln (einschließlich Cardioversion). Die Behandlung
von polymorphen ventrikulären
Tachycardien und ventrikulärer
Fibrillation sind besonders bevorzugt.
-
Anatomisch
weist das Herz ein fasriges Skelett, Ventile, die Kanäle der Aorta,
die Lungenarterie und die Muskelmassen der Herzkammern (d.h. rechter
und linker Vorhof und rechte und linke Kammer) auf. Zu den schematisch
dargestellten Bereichen des Herzens 30 gemäß 1 gehört die rechte
Herzkammer "RV" 32, die
linke Herzkammer "LV" 34, die
rechte Vorkammer "RA" 36, die
linke Vorkammer "LA" 38, die
Vena Cava Superior "SVC" 48, der
koronare Sinus "CS" 42, die
große
Herzvene 44, die linke Lungenarterie 45 und der koronare
Sinus ostium oder "os" 40.
-
Die
treibende Kraft für
den Blutfluss im Herzen kommt von der aktiven Kontraktion des Herzmuskels. Diese
Kontraktion kann als ein elektrisches Signal detektiert werden.
Die Herzkontraktion wird durch elektrische Impulse getriggert, die
sich in einem Wellenmuster ausbreiten, das an den Zellen des SA-Nodus
und der umgebenden Atrium-myokardialen Fasern beginnt und dann in
das Atrium wandert und danach durch den AV-Nodus und nach einer
leichten Verzögerung
in die Ventrikeln gelangt.
-
Der
Beginn des Herzzyklus wird durch eine P-Welle initiiert, die normalerweise
eine leicht positive Welle in der Körperoberfläche des Elektrokardiogramms
ist. Die P-Welle induziert eine Depolarisation der Vorkammern des
Herzens. Die P-Welle wird von einem Cardio-Zyklusabschnitt gefolgt,
der im Wesentlichen konstant ist, mit einer Zeitkonstante in der
Größe von 120
Millisekunden ("ms").
-
Der "QRS-Komplex" des Cardio-Zyklus
tritt nach dem im Wesentlichen konstanten Abschnitt auf. Das dominierende
Merkmal des QRS-Komplexes ist die R-Welle, die eine schnelle positive
oder negative Ablenkung ist. Die R-Welle hat allgemein eine Amplitude,
die größer als
irgendeine andere Welle in dem Cardio-Zyklus ist, und hat eine nadelartige
Form von relativ kurzer Dauer mit einem scharfen Anstieg, einer
spitzen Amplitude und einem scharfen Abfall. Die R-Welle ist die
Depolarisation der Ventrikel, und deshalb bezeichnet der hier verwendete
Begriff "Ventrikelaktivierung" die R-Wellen des
Cardio-Zyklus. Der QRS-Komplex wird durch die S-Welle komplettiert,
die typischerweise eine kleine Ablenkung ist, die das Cardiosignal
auf die Basislinie zurückbringt.
An die S-Welle schließt
sich die T-Welle nach einer Verzögerung
von ungefähr
250 ms an. Die T-Welle
dauert relativ lange (z.B. ungefähr
150 ms). Der Cardio-Zyklus
zwischen der S-Welle und der T-Welle wird allgemein als das ST-Segment
bezeichnet. Die T-Welle ist ein empfindlicher Teil des Cardio-Zyklus,
während
dessen ein Atrium-Defibrillationsschock vermieden werden soll, um
die Möglichkeit
einer induzierten (und häufig
fatalen) ventrikulären
Fibrillation zu reduzieren. Der nächste Cardio-Zyklus beginnt
mit der nächsten P-Welle.
Die typische Dauer eines vollständigen
Cardio-Zyklus liegt bei ungefähr
800 ms.
-
Verschiedene
Ausführungen
der gegenwärtigen
Erfindung können
unter Bezugnahme auf 1 verdeutlicht werden. Der Defibrillator 10 gemäß 1 weist
ein implantierbares Gehäuse 13 auf,
das eine Stromversorgung und eine hermetisch abgedichtete elektronische
Steuerschaltung enthält.
Das Gehäuse
weist eine Elektrode auf, die einen aktiven äußeren Bereich 16 des
Gehäuses
enthält,
wobei das Gehäuse 13 vorzugsweise
in dem linken Thoraxbereich des Patienten (z.B. subkutan in dem
linken pektoralen Bereich) gemäß bekannter
Verfahren implantiert wird, wie in G. Bardy, US-Patent Nr. 5,292,338
beschrieben. Das System enthält einen
Katheter 20, der in das Herz einführbar ist (typischerweise durch
die Superior oder Inferior Vena Cava), ohne die Notwendigkeit eines
chirurgischen Eingriffs in das Herz. Der Begriff "Katheter" in der hier verwendeten
Form schließt "Stilett" ein und wird auch
auswechselbar mit dem Begriff "Zuleitung" gebraucht. Der Katheter 20 enthält die Elektrodenanschlüsse 20a bzw. 20b.
-
Wie
in 1 dargestellt, weist das System eine Elektrode
A; 50 auf, die in der Vena Cava Superior oder in einer
namenlosen Vene angeordnet ist, sowie eine Elektrode B; 51,
die in dem rechten Ventrikel angeordnet ist. Der aktive externe
Bereich des Gehäuses 16 dient
als eine Elektrode D.
-
2 zeigt
ein Beispiel eines implantierbaren Gehäuses 13, das eine
elektronische Schaltung 15 enthält, die eine oder mehrere Verstärker (nicht
dargestellt) zum Verstärken
von erfassten Herzsignalen aufweist. Die verstärkten Signale werden durch
einen Detektor 70 analysiert, der feststellt, ob ventrikulare
Fibrillation (oder andere Arrythmen, in Abhängigkeit von der speziellen
Behandlung, für
die die Vorrichtung konfiguriert ist) vorhanden sind. Der Detektor 70 kann
von einer im Stand der Technik bekannten Art sein. Obwohl gemäß der Darstellung
ein Sensorsignal von der Elektrode A; 50 erzeugt wird,
versteht es sich für
die Fachleute im Stand der Technik, dass die Sensorelektrode auch
eine Mehrzahl von Sensorelektroden mit einer Mehrzahl von Signalen
sein kann, wie etwa bipolare Konfigurationen, und auch als Elektroden
ausgebildet sein kann, die in anderen Herzgebieten angeordnet sein
können,
wie im Stand der Technik bekannt, z.B. in den CS. In dieser Situation
kann die Input-Leitung zu dem Detektor eine Mehrzahl von Leitungen
sein, die, falls sie nur zur Erfassung ausgebildet sind, einen Input
an den Detektor liefern werden.
-
Die
Defibrillationselektroden können
abwechselnd konfiguriert sein, um Herzzyklen zu erfassen, oder können kleinere
Sensorelektroden aufweisen, die dazu benachbart platziert sind und
deshalb einen Input zu dem Elektronikpaket liefern, als auch einen
bestimmten Stimulationsschock-Output an bestimmte Herzgebiete gemäß der Anforderung
des Controllers liefern.
-
Die
elektronische Schaltung 15 weist auch einen Cardio-Zyklus-Monitor ("Synchronisationsmonitor 72") auf, um für den Controller 72 Synchronisationsinformation
bereitzustellen. Wie nachfolgend erläutert, wird die Synchronisation
typischerweise durch das Erfassen der Herzaktivität in den
RV geliefert, kann jedoch auch andere Sensorelektroden umfassen,
die mit den Defibrillationselektroden kombiniert werden können oder
separat verwendet werden, um eine zusätzliche Sicherheit bereitzustellen,
dass die Defibrillationsschockimpulse nicht während der empfindlichen Abschnitte
des Herzzyklus geliefert werden, um so die Möglichkeit der Induzierung von
ventrikulärer
Fibrillation zu reduzieren.
-
Auf
ein Signal von dem Detektor 70 signalisiert der Controller 74 seinerseits
eine Kondensatorladeschaltung 76, die dann den Speicherkondensator 78 auf
eine vorbestimmte Spannung auflädt,
typischerweise aus einer Batteriequelle (nicht dargestellt). Der
Speicherkondensator hat typischerweise eine Größe von 20 bis 400 Mikrofarad
und kann ein einziger Kondensator sein oder ein Kondensatornetzwerk
(z.B. können,
wie unten beschrieben, separate Impulse von dem selben oder von
unterschiedlichen Kondensatoren erzeugt werden). Die Entladung des
Kondensators wird durch den Controller 74 und/oder eine
Entladeschaltung 80 gesteuert. Der Controller erlaubt typischerweise
auf der Basis der Information von dem Synchronisationsmonitor 72 den vorgewählten Schockimpuls
oder bestimmt, dass dieser entweder zu einer Entladeschaltung zur
weiteren Verarbeitung übertragen
wird (d.h. um das Wellenformsignal, das Timing des Impulses usw,
weiterzuverarbeiten) oder direkt an einen Schalter übertragen
wird. Der Controller kann auch die geeignete Auswahl des (der) vorbestimmten
Defibrillationselektrodenpaars (Defibrillationselektrodenpaare)
steuern, wenn Mehrfach-Defibrillationselektroden verwendet werden,
um den Schalter zur elektrischen Aktivierung eines gewünschten
Elektrodenpaars zu steuern, um den vorbestimmten elektrischen Schockimpulsweg,
durch den der Schockimpuls geleitet wird, einzurichten. Als eine
Alternative zu einem Detektor können
die Defibrillationsimpulse durch ein externes Signal getriggert
werden, das von einem Arzt überwacht
wird, wobei der Arzt den Patienten für die zur Ausführung geeignete
Zeit überwacht.
-
Zahlreiche
Konfigurationen von Kondensator- und Steuerschaltungen können verwendet
werden. Die Stromversorgung kann einen einzigen Kondensator umfassen,
und die Steuerschaltung kann derart ausgebildet sein, dass sowohl
der Hilfsimpuls als auch der Defibrillationsimpuls durch die Entladung
des einzigen Kondensators erzeugt werden. Die Stromversorgung kann
einen ersten und einen zweiten Kondensator umfassen, wobei die Steuerschaltung
derart konfiguriert ist, dass der Hilfsimpuls durch die Entladung
des ersten Kondensators erzeugt wird, und dass der Defibrillationsimpuls
durch die Entladung des zweiten Kondensators erzeugt wird. Bei einer
weiteren Ausführung
umfasst die Stromversorgung einen ersten und einen zweiten Kondensator,
und die Steuerschaltung kann so konfiguriert sein, dass der Hilfsimpuls
durch die Entladung (gleichzeitig oder sequentiell) sowohl des ersten
als auch des zweiten Kondensators erzeugt wird, und dass gleichermaßen der
Defibrillationsimpuls durch die Entladung des ersten und zweiten
Kondensators erzeugt wird.
-
Der
aktive äußere Teil 16 des
Gehäuses,
der als eine Elektrode dient, kann ersetzt werden durch oder ergänzt werden
durch oder gekoppelt werden mit einer oder mehreren (z.B. drei)
subkutanen Elektroden, die an dem Torso unterhalb der Achselhöhle und
oberhalb der Brustwarze implantiert werden können.
-
3 zeigt
verschiedene zusätzliche
Elektrodenkonfigurationen, die verwendet werden können, um die
gegenwärtige
Erfindung auszuführen.
Verschiedene Elektrodenkonfigurationen für den dreiphasigen Impuls,
wie dieser durch die Vorrichtung gemäß 3 geliefert
wird, sind in Tabelle 1 unten angegeben:
-
Tabelle
1: Elektrodenpaarungen
-
Die
Elektroden können
jede Polarität
haben und können
an unterschiedlichen Zuleitungen positioniert sein, oder wenn möglich, an
der gleichen Zuleitung. Es sind Elektrodenpaarungen bevorzugt, die
wenigstens eine Elektrode "B" im rechten Ventrikel
aufweisen, sowie Paarungen besonders bevorzugt, die wenigstens eine
Elektrode "B" im rechten Ventrikel
als die Anode für
die erste und dritte Phase aufweisen.
-
Im
Allgemeinen wird die erste Phase des Defibrillationsimpulses zwischen
3 und 50, vorzugsweise zwischen 5 und 40, besonders bevorzugt zwischen
10 und 15 Millisekunden lang sein. Die zweite Phase des Defibrillationsimpulses
wird zwischen 2 und 15, bevorzugt zwischen 6 und 12, besonders bevorzugt
zwischen 8 und 10 Millisekunden lang sein. Die dritte Phase des
Defibrillationsimpulses wird von eins bis 15, bevorzugt von 2 bis
6, besonders bevorzugt von 3 bis 5 Millisekunden lang sein.
-
Die
Energie des Defibrillationsimpulses (einschließlich aller drei Phasen) wird
im Allgemeinen zwischen 2 oder 5 und 25, 35 oder 40 Joule liegen.
-
In
der hier gebrauchten Weise ist der Ausdruck "Neigung", wenn er als Prozentsatz ausgedrückt ist, für eine Phase
oder eine Folge von Phasen bestimmt als:
für die fragliche Phase oder
Phasen. Z.B. beruht die Neigung der gesamten Defibrillation auf
der Basis der vorauseilenden Flankenspannung der ersten Phase und
der nacheilenden Flankenspannung der letzten Phase. Eine Neigung
mit höherem
Prozentsatz zeigt eine steilere oder eine größere Neigung für die fragliche
Phase oder Phasen an. Die gesamte Defibrillationswellenform hat
vorzugsweise eine Neigung von wenigstens 40 oder 50 Prozent, weiter
bevorzugt eine Neigung von 75 bis 90 Prozent.
-
Die
gegenwärtige
Erfindung wird in dem folgenden, nicht begrenzenden Beispiel in
größerem Detail beschrieben.
-
BEISPIEL 1
-
Tiermodellpräparation.
Es wurden Tiere gemäß Standardverfahren
präpariert.
Kurz gesagt wurden Hausschweine vom Bauernhof durch eine intramuskuläre Injektion
von Ketamin (20-22 mg/kg) und Acerpromazin (1,1 mg/kg) betäubt. Es
wurde ein endotracheales Rohr eingeführt, und die Manschette wurde
aufgeblasen, um eine Ventilation mit abgeschlossenem Kreis bereitzustellen.
Nach ungefähr
10 bis 15 Minuten wurden Betäubungsmittel über eine
intravenöse
Bolus-Injektion von Natriumpentobarbital (10-20 mg/kg) über eine vorstehende
Ohrvene 20 einge führt.
Das Tier wurde in eine dorsale Stellung gebracht, und mit einer
kontinuierlichen intravenösen
Infusion von Natriumpentobarbital (0,05 mg/kg/min) wurde eine tiefe
chirurgische Betäubung
aufrechterhalten.
-
Defibrillationselektrodenplatzierung.
Die Elektrodenplatzierung wurde mit Standardverfahren durchgeführt. Kurz
gesagt wurden Defibrillationselektroden auf einem kommerziell erhältlichen
Anschlusssystem (ENDOTAK® Modell 0094, CPI/Guidant
Corp., St. Paul, MN) durch eine Venotomie der rechten Jugularvene
eingeführt.
Die distale Spulenelektrode (4,0 cm lang) wurde unter fluoreszenter
Führung
in den rechten ventrikularen Apex vorgeschoben. Die proximale Spule
(6,8 cm lang) wurde in der Vena Cava Superior unter Verwendung von
fluoreszenter Führung
platziert. Die distalen und proximalen Katheterelektroden wurden
verwendet, um alle Schocks zu erzeugen. Ein leeres implantierbares
Defibrillatorgehäuse
wurde subkutan implantiert, mit der Mitte des Gehäuses ein
Zentimeter unterhalb des linken Schlüsselbeins, um als die aktive "Blechelektrode" zu dienen.
-
Fibrillation.
Es wurde eine ventrikulare Fibrillation induziert mit Wechselstrom
von 60 Hz (50-100 mA von Spitze zu Spitze), der durch die Schrittmacherspitzenelektrode
der endokardialen Leitung positioniert in dem rechten Ventrikel
angelegt wurde. Bei allen Versuchen ließ man die Fibrillation 10 ± 1 Sekunden
dauern, bevor der Defibrillationstestschock zugeführt wurde.
Wenn der Test zur Defibrillation fehlschlug, wurde das Herz sofort
mit Hilfe eines Rettungsschocks defibrilliert, der durch das transvenöse Katheter-Leitungssystem erzeugt
wurde.
-
Defibrillationswellenformen.
Alle Schocks wurden durch den externen Cardioverter-Defibrillator
VENTAK® (Modell
2815, CPI/Guidant Corp., St Paul, MN) angelegt, der forschungsmäßig für Kapazitäten von
30 μF oder
140 μF modifiziert
wurde.
-
Die
erzeugten zweiphasigen und dreiphasigen Wellenformen sind schematisch
in 4 dargestellt. Die Prozentsätze beziehen sich auf die prozentuale
Dauer jeder Phase zur Gesamtdauer der Wellenform; die gesamte Dauer
jeder Wellenform in Millisekunden ist in Klammern in der rechten
Säule angegeben.
Die Wellenformen E und F liefern Prozentsätze für jede Phase, die insgesamt
110 % bzw. 120 % betragen, wobei die Prozentsätze für jede Phase, die 100 % ergeben,
in Klammern angegeben sind. Die Neigung ist diejenige für die gesamte
Wellenform, von der führenden
Flankenspannung der ersten Phase zur nacheilenden Flankenspannung
der letzten Phase. Die Wellenformen A bis F wurden über einen
Kondensator von 300 μF
geliefert. Die Wellenform A' war
dieselbe wie die Wellenform A, außer dass sie über einen
Kondensator von 140 μF
geliefert wurde. Die folgenden Elektrodenpolaritäten wurden für jede Wellenform
getestet:
- 1. Die RV-Elektrodenkathode für das SVC
und die Hüllelektrodenanode
(RV → SVC
+ Can);
- 2. Die SVC- und die Hüllelektrodenkathode
zu der RV-Elektrodenanode (SVC + Can → Rv +),
-
Die
Ergebnisse sind in den 5 und 6 angegeben.
Man beachte die geringeren Energiewerte und geringeren Spannungen,
die für
die dreiphasigen Wellenformen geliefert werden, wenn die RV-Elektrode die
Anode ist.
-
BEISPIEL 2
-
Dieses
Beispiel wurde im Wesentlichen auf die gleiche Weise wie zuvor beim
Beispiel 1 beschrieben durchgeführt,
außer,
dass die schematisch in 7 beschriebenen Wellenformen
verwendet wurden. Die Gesamtzeiten, die prozentualen Dauern jeder
Phase und die Neigung sind im Zusammenhang mit 4 oben angegeben.
Die folgenden Elektrodenpolaritäten
wurden für
jede Wellenform getestet:
- 1. Die RV-Elektrodenkathode
für die
SVC- und Hüllelektrodenanode
(RV → SVC
+ Can);
- 2. Die SVC- und Hüllelektrodenanode
zu der RV-Elektrodenanode
(SVC + Can → Rv+).
-
Die
Ergebnisse sind in den 8 und 9 angegeben.
Man beachte wiederum die niedrigen Energiewerte und die niedrigen
Spannungen, die für
die dreiphasige Wellenform geliefert wurden, wenn die RV-Elektrode
die Anode ist.
-
Die
vorhergehenden Beispiele sind beispielhaft für die gegenwärtige Erfindung
und sollen diese nicht begrenzen. Die Erfindung ist durch die folgenden
Ansprüche
begrenzt, wobei Äquivalente
der Ansprüche
hiervon eingeschlossen sind.
