DE69921309T2

DE69921309T2 - Erhöhung der elektrischen leitfähigkeit und der kontraktionskraft des herzens mittels zweiphasiger reizung des intravasalraumes des herzens

Info

Publication number: DE69921309T2
Application number: DE69921309T
Authority: DE
Inventors: Morton M. Mower
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1998-01-16
Filing date: 1999-01-13
Publication date: 2005-10-13
Anticipated expiration: 2019-01-14
Also published as: HUP0102503A2; IL137321A; ATE279958T1; CA2318101A1; SK10732000A3; NZ505749A; NO20003732D0; EP1064048A1; WO1999036124A1; CZ299883B6; DE69921309D1; ES2229670T3; IL137321A0; CZ20002634A3; EA003163B1; GEP20022789B; NO20003732L; EA200000764A1; AP2002002486A0; US6136019A

Description

Anmeldungsbezogene Daten
Die vorliegende Offenbarung ist eine „Contiuation-in Part-Anmeldung", welche sich auf die U.S.-Anmeldung mit dem Titel „Erhöhung der elektrischen Leitfähigkeit und der Kontraktionskraft des Herzens mittels zweiphasiger Reizung" Serial No. 08/699,552, angemeldet am 8. August 1996, bezieht.
Technisches Gebiet der Erfindung
Diese Erfindung bezieht sich allgemein auf ein Verfahren zur Stimulation des Muskelgewebes. Insbesondere bezieht sich diese Erfindung auf ein Verfahren zur Stimulation des Herzens und der Reizung durch zweiphasige Wellenformen in welchen die Stimulation über den Intravasalraum des Herzens verabfolgt wird.
Technologischer Hintergrund der Erfindung
Die Funktion des kardiovaskulären Systems ist für das Überleben entscheidend. Durch die Blutzirkulation erhalten die Körpergewebe die nötigen Nährstoffe und Sauerstoff, und Schadstoffe werden ausgeschieden. In Abwesenheit einer Zirkulation erfahren die Zellen irreversible Änderungen, die zum Tod führen. Die Muskelkontraktionen des Herzens sind die treibende Kraft hinter der Zirkulation.
Im Herzmuskel sind die Muskelfasern miteinander verbunden in verzweigten Netzwerken, welche sich in alle Richtungen durch das Herz ausdehnen. Wenn irgend ein Teil dieses Netzwerkes stimuliert wird, dringt eine Depolarisationswelle durch alle seine Teile durch, und die gesamte Struktur wird als Einheit kontrahiert. bevor eine Muskelfaser zur Kontraktion stimuliert werden kann, muss ihre Membrane polarisiert werden. Eine Muskelfaser bleibt im Allgemeinen polarisiert bis sie durch eine Änderung ihrer Umgebung stimuliert wird. Eine Membrane kann elektrisch, chemisch, mechanisch oder durch eine Temperaturänderung stimuliert werden. Die minimale Stimulationsstärke um Kontraktionen auszulösen ist als Schwellenstimulus bekannt. Die maximale Stimulationsamplitude, welche ohne Auslösung einer Kontraktion verabfolgt werden kann, ist die maximale Amplitude unter dem Schwellenwert.
Wo die Membrane elektrisch stimuliert wird, muss die Impulsamplitude eine Antwort hervorrufen, welche von einer Anzahl Faktoren abhängig ist. Der erste Faktor ist die Dauer des Stromflusses. Da die gesamte übertragene Ladung gleich der Stromamplitude mal die Impulsdauer ist, ist die erhöhte Stimulationsdauer mit einer Abnahme der Schwellen-Stromamplitude verbunden. Der zweite Faktor ist, dass der Prozentsatz des angelegten Stroms, welcher gerade die Membrane durchquert, umgekehrt zur Elektrodengrösse variiert. Der dritte Faktor ist, dass der Prozentsatz des angelegten Stroms, der gerade die Membrane durchquert, direkt mit der Nähe der Elektrode zum Gewebe variiert. Der vierte Faktor ist, dass die Impulsamplitude, die erforderlich ist, um eine Antwort hervorzurufen, abhängig ist von der Zeitfolge der Stimulation im Erregbarkeitszyklus.
Im grössten Teil des Herzens sind durchgehend Klumpen und Stränge von spezialisiertem Herzmuskelgewebe vorhanden. Diese Gewebe enthalten das kardiale Leitungssystem und dienen dazu, die Depolarisationswellen auszulösen und im Herzmuskel zu verteilen. Jede Interferenz oder Blockierung der kardialen Impulsführung kann zu Arrhythmie oder zu einer ausgeprägten Änderung der Herzfrequenz oder des Herzrhythmus führen.
Manchmal kann einem Patienten, der an einer Erregungsleitungsstörung leidet, durch einen künstlichen Schrittmacher geholfen werden. Solche Geräte enthalten einen kleinen batteriebetriebenen elektrischen Stimulator. Wenn der künstliche Schrittmacher installiert wird, werden die Elektroden im Allgemeinen durch Venen in das rechte Ventrikel, oder in den rechten Vorhof und das rechte Ventrikel eingeführt, und der Stimulator wird in der Nähe der Haut in der Schulter oder in das Abdomen implantiert. Die Kontakte werden in intimem Kontakt am kardialen Gewebe implantiert. Der Schrittmacher überträgt dann rhythmische elektrische Impulse an das Herz und der Herzmuskel antwortet durch rhythmisches Kontrahieren. Implantierbare medizinische Geräte für das Schrittmachen des Herzens sind im Fachgebiet gut bekannt und werden am Menschen seit etwa Mitte der 1960er Jahre verwendet.
Sowohl kathodischer wie auch anodischer Strom kann zum Stimulieren des Herzmuskels verwendet werden. Anodischer Strom wurde jedoch nicht als klinisch nützlich betrachtet. Kathodischer Strom enthält elektrische Impulse von negativer Polarität. Dieser Stromtyp depolarisiert die Zellmembrane durch entladen des Membrankondensators und reduziert das Membranpotential direkt in Richtung des Schwellenpotentials. Kathodischer Strom hat, durch direktes Reduzieren des verbleibenden Membranpotentials in Richtung des Schwellenwertes, einen hälftig bis einen Drittel tieferen Schwellenstrom in der späten Diastole als bei anodischem Strom. Anodischer Strom enthält elektrische Impulse von positiver Polarität. Die Wirkung von anodischem Strom besteht in der Hyperpolarisation der restlichen Membrane. Bei einem plötzlichen Unterbruch des anodischen Impulses kehrt das Membranpotential in Richtung des restlichen Niveaus zurück, überschreitet den Schwellenwert und es findet eine Ausbreitung der Antwort statt. Von der Verwendung des anodischen Stromes zur Stimulation des Herzmuskels wird wegen der hohen Stimulationsschwelle allgemein abgeraten, welche zur Verwendung eines höheren Stromes führt, wobei ein höherer Abfluss von der Batterie am implantierten Gerät resultiert, was zu einer Beeinträchtigung der Lebensdauer führt. Zusätzlich wird von der Verwendung des anodischen Stromes für die kardiale Stimulation abgeraten wegen dem Verdacht, dass der anodische Beitrag zur Depolarisation, insbesondere bei höherer Spannung, Arrhythmogenesis begünstigen kann.
Virtuell wird alles künstliche Schrittmachen unter Verwendung von stimulierendem Impulsen negativer Polarität durchgeführt, oder im Fall von dipolaren Systemen ist die Kathode näher beim Herzmuskel als die Anode. Wenn die Verwendung von anodischem Strom beschrieben wird, wird er im Allgemeinen als Ladung von kleinerer Grössenordnung eingesetzt um die auf der Elektrode verbleibende Ladung abzuleiten. Dies beeinträchtigt oder konditioniert den Herzmuskel selbst nicht. Eine solche Verwendung ist im US Patent 4 543 956 von Herscovici beschrieben.
Die Verwendung einer dreiphasigen Wellenform wurde in den US Patenten Nr. 4 903 700 und 4 821 724 von Whigham et al. und im US Patent 4 343 312 von Cals et al. offenbart. Hier haben die erste und die dritte Phase nichts mit dem Herzmuskel als solchem zu tun, sie wurden jedoch nur in Betracht gezogen um die Elektrodenoberfläche selbst zu beeinflussen. Die angelegte Ladung ist somit in dieser Phase von sehr geringer Amplitude.
Die kardiale Stimulation ist weiter offenbart in den US Patenten Nr. 4 498 478 und 3 924 641. Es wird jedoch angemerkt das keine dieser Referenzen das kardiale Schrittmachen mit zweiphasiger Stimulation, in der die erste Phasenpolarität positiv ist, vorschlägt oder lehrt. Obschon das zweiphasige Schrittmachen offenbart ist, wird die erste Phasenpolarität in jedem Fall als negativ offenbart, nicht als positiv.
Für die kardiale Stimulation und/oder das kardiale Schrittmachen offenbart das US Patent von Noren et al. die Verwendung von Gleichstrom oder Wechselstrom niederer Frequenz mit mehr als zwei Phasen. Es wird im Text klar gemacht, dass dies Wechselstrom-Stimulation nicht schrittmachend wirkt, da die Wechselstrom-Frequenz genügend tief sein muss um keine Auslösung (Depolarisierung) der Zellen zu bewirken. Wenn die Referenz die Verwendung zu Schrittmachen diskutiert, betrifft dies nur das unipolare, nicht das zweiphasige, mit positiven Impulsen, die eine positive konstante Spannung überlagern.
Schliesslich ist die zweiphasige Stimulierung im US Patent 4 402 322 von Duggan offenbart. Das Ziel dieser Offenbarung ist die Erzeugung einer Spannungsverdoppelung ohne die Notwendigkeit eines grossen Kondensators im Ausgangsschaltkreis. Die Phasen der offenbarten zweiphasigen Stimulation sind von gleicher Grössenordnung und Dauer. Ein Apparat gemäss dem Oberbegriff von Anspruch 1 ist aus EP-A-0 893 889 bekannt, siehe den Absatz, welcher die Spalten 15 und 16 verbindet.
Es besteht ein Bedarf nach einem verbesserten Mittel für die Stimulierung von Muskelgewebe, in welchem die ausgelöste Kontraktion erhöht wird und der Schaden am Gewebe, welches an die Elektroden angrenzt, reduziert wird.
Eine erhöhte Herzmuskelfunktion wird durch das zweiphasige Schrittmachen gemäss der vorliegenden Erfindung erhalten. Die Kombination von kathodischen mit anodischen Impulsen stimulierender oder konditionierender Natur hält die verbesserte Leitung und das verbesserte Zusammenziehungsvermögen des anodischen Schrittmachens aufrecht, während die Nachteile eines erhöhten Stimulationsschwellenwertes eliminiert werden. Das Resultat ist eine Depolarisierungswelle mit erhöhter Ausbreitungsgeschwindigkeit. Diese verbesserte Ausbreitungsgeschwindigkeit führt zu einer höheren kardialen Kontraktion, was zu einem verbesserten Blutfluss führt. Eine verbesserte Stimulation bei tieferem Spannungsniveau führt ebenfalls zu einer Reduktion des Energiekonsums und zu einer erhöhten Lebensdauer der Schrittmacherbatterien. Schliesslich erlaubt die verbesserte Stimulation, erreicht durch die Praxis der vorliegenden Erfindung, die kardiale Stimulation ohne die Notwendigkeit, dass elektrische Leitungen in intimem Kontakt mit dem kardialen Gewebe sein müssen. Standard-Reize, übertragen durch den kardialen Intravasalraum, sind unwirksam für die Erfassung des Herzmuskels, da sie den Stimulierungsschwellenwert nicht erreichen. Während die Spannung des Impulsgenerators erhöht werden kann, wenn er erfasst, ist er oft so hoch, dass er ebenfalls Skelettmuskeln stimuliert, wobei ein schmerzhaftes Zucken an der Brustwand erzeugt wird, wenn nur eine Herzstimulation gewünscht war. Wie weiter diskutiert wird, kann man durch die Praxis der vorliegenden Erfindung die Herzmuskelfunktion durch die Stimulation des kardialen Intravasalraums verbessern.
Wie beim Herzmuskel können auch Skelettmuskeln elektrisch, mechanisch oder durch Temperaturänderung stimuliert werden. Wo eine Muskelfaser durch ein Motoneuron stimuliert wird, überträgt das Neuron einen Impuls, der alle Muskelfasern in seiner Kontrolle aktiviert, d.h. diejenigen Muskelfasern in seiner motorischen Einheit. Die Depolarisierung in einem Membranbereich stimuliert angrenzende Bereiche ebenfalls zur Depolarisation, und eine Depolarisationswelle breitet sich über die Membrane in alle Richtungen aus, von der Stimulationsstelle weg. Wenn somit ein Motoneuron einen Impuls überträgt, werden alle Muskelfasern in seiner motorischen Einheit stimuliert um sich simultan zusammenzuziehen. Die minimale Spannung (strength) um eine Kontraktion auszulösen wird Schwellenstimulus genannt. Wenn einmal dieses Stimulationsniveau erreicht ist, besteht die allgemeine Annahme, dass eine Zunahme des Niveaus die Kontraktion nicht erhöht. Da im Weiteren die Muskelfasern in jedem Muskel in motorischen Einheiten organisiert sind, und jede motorische Einheit durch ein einziges Motoneuron gesteuert wird, werden alle Muskelfasern in einer motorischen Einheit gleichzeitig stimuliert. Der ganze Muskel wird jedoch durch viele verschiedene motorische Einheiten gesteuert, welche auf verschiedene Stimulationsschwellenwerte reagieren. Wenn somit ein vorgegebener Stimulus einem Muskel verabfolgt wird, können einige motorische Einheiten reagieren und andere nicht.
Die Kombination von anodischen und kathodischen Impulsen gemäss der vorliegenden Erfindung bewirkt ebenfalls eine verbesserte Stimulation von Skelettmuskeln, wo die elektrische Muskelstimulation wegen neuralen und muskulären Schäden indiziert wird. Wo Nervenfasern wegen Traumen oder Krankheiten geschädigt wurden, tendieren Muskelfasern in den Bereichen von geschädigten Nervenfasern einer Atrophie unterworfen zu werden und verkümmern. Ein Muskel, der nicht in Bewegung gehalten wird, kann in zwei Monaten auf die Hälfte seiner üblichen Grösse abnehmen. Wo keine Stimulation stattfindet, nehmen nicht nur die Muskelfasern in Ihrer Grösse ab, sondern sie werden fragmentiert und degeneriert und werden durch Bindegewebe ersetzt. Durch elektrische Stimulation kann man den Muskeltonus aufrechterhalten, so dass nach der Heilung oder Regeneration der Nervenfaser lebensfähiges Muskelgewebe zurückbleibt. Eine erhöhte Muskelkontraktion wird durch die zweiphasige Stimulation der vorliegenden Erfindung erhalten. Die Kombination von kathodischen mit anodischen Impulsen von entweder stimulierender oder konditionierender Natur führt zur Kontraktion einer grösseren Anzahl von motorischen Einheiten auf einem tieferen Spannungsniveau, was zu einer höheren Muskelantwort führt.
Kurze Darstellung der Erfindung
Es ist demzufolge ein Ziel der vorliegenden Erfindung eine verbesserte Stimulation von kardialem Gewebe bereitzustellen.
Es ist ein anderes Ziel der vorliegenden Erfindung den kardialen Output durch eine verbesserte kardiale Kontraktion zu verbessern, was zu einem grösseren Schlagvolumen führt.
Es ist ein anderes Ziel der vorliegenden Erfindung die Impulsausbreitungsgeschwindigkeit zu erhöhen.
Es ist ein anderes Ziel der vorliegenden Erfindung die Lebensdauer der Schrittmacherbatterie zu erhöhen.
Es ist ein anderes Ziel der vorliegenden Erfindung eine wirksame kardiale Stimulation bei einem tieferen Spannungsniveau zu erhalten.
Es ist ein anderes Ziel der vorliegenden Erfindung die Notwendigkeit der Plazierung von elektrischen Kontakten im intimen Kontakt mit dem Gewebe zu eliminieren, um eine Gewebestimulation zu erhalten.
Es ist ein anderes Ziel der vorliegenden Erfindung eine verbesserte Stimulation des Muskelgewebes zu erhalten.
Es ist ein anderes Ziel der vorliegenden Erfindung die Kontraktion einer grösseren Anzahl von motorischen Einheiten von Muskeln bei einem tieferen Spannungsniveau zu erzielen.
Diese Ziele werden durch den Apparat erreicht, wie er im Anspruch 1 definiert ist.
Der Apparat für die Muskelstimulation gemäss der vorliegenden Erfindung umfasst die Verabfolgung einer zweiphasigen Stimulation des Muskelgewebes, wobei sowohl kathodische als auch anodische Impulse verabfolgt werden. Gemäss der vorliegenden Erfindung wird diese Stimulation durch den kardialen Intravasalraum verabfolgt und danach auf das kardiale Gewebe geleitet. Dies erlaubt eine kardiale Stimulation ohne die Notwendigkeit, dass elektrische Leitungen oder Kontakte in intimem Kontakt mit dem kardialen Gewebe platziert werden. Gemäss einem weiteren Aspekt wird die Stimulation einem Skelettmuskelgewebe verabfolgt um eine muskuläre Antwort hervorzurufen. Die Schrittmacherelektronik, die zum Ausüben der vorliegenden Erfindung nötig ist, ist den Fachpersonen gut bekannt. Die aktuelle Schrittmacherelektronik ist fähig programmiert zu werden und eine Vielzahl von Impulsen abzugeben, einschliesslich derjenigen, die hier offenbart sind.
Der Apparat gemäss der vorliegenden Erfindung enthält eine erste und eine zweite Stimulationsphase, wobei jede Stimulation eine Polarität, eine Amplitude, eine Form und eine Dauer besitzt, wobei die erste und die zweite Phase verschiedene Polaritäten besitzen. In einer alternativen Ausführungsform haben die zwei Phasen unterschiedliche Amplituden. In einer zweiten alternativen Ausführungsform haben die beiden Phasen eine unterschiedliche Dauer. In einer dritten alternativen Ausführungsform besitzt die erste Phase eine zerhackte Wellenform. In einer vierten alternativen Ausführungsform ist die Amplitude der ersten Phase ansteigend. In einer fünften alternativen Ausführungsform wird die erste Phase während 200 Millisekunden nach der Beendigung des kardialen Pump/Schlagzyklus verabfolgt. In einer bevorzugten alternativen Ausführungsform, ist die erste Phase der Stimulation ein anodischer Impuls bei einer maximalen Amplitude unter dem Schwellenwert während langer Dauer, und die zweite Stimulationsphase ist ein kathodischer Impuls von kurzer Dauer und hoher Amplitude. Es wird angemerkt, dass die vorgenannten alternativen Ausführungsformen auf unterschiedliche Weise kombiniert werden können. Es wird auch darauf hingewiesen, dass beabsichtigt ist, dass diese alternativen Ausführungsformen nur als Beispiele präsentiert werden sollen, und nicht einschränkend sind.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 ist eine schematische Darstellung einer anodischen zweiphasigen Stimulation am Anfang.
2 ist eine schematische Darstellung einer kathodischen zweiphasigen Stimulation am Anfang.
3 ist eine schematische Darstellung einer anodischen zweiphasigen Stimulation am Anfang von tiefem Niveau und langer Dauer, gefolgt durch eine konventionelle kathodische Stimulation.
4 ist eine schematische Darstellung von führender anodischen zweiphasigen Stimulation von ansteigendem tiefem Niveau und langer Dauer am Anfang, gefolgt durch eine konventionelle kathodische Stimulation.
5 ist eine schematische Darstellung d von führender anodischen zweiphasigen Stimulation von tiefem Niveau und kurzer Dauer am Anfang, verabfolgt in Serien, gefolgt durch eine konventionelle kathodische Stimulation.
6 stellt graphisch die Leitungsgeschwindigkeit dar, quer zur Faser gegen die Dauer des Schrittmachens, welche vom führenden anodischen zweiphasigen Impuls am Anfang resultiert.
7 stellt graphisch die Leitungsgeschwindigkeit dar, paralell zur Faser gegen die Dauer des Schrittmachens, welche vom führenden anodischen zweiphasigen Impulses am Anfang resultiert.
Detaillierte Beschreibung
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die zweiphasige elektrische Stimulierung von Muskelgewebe.
1 stellt eine zweiphasige elektrische Stimulation dar, in welcher eine erste Stimulationsphase, die einen anodischen Stimulus 102 enthält; verabfolgt wird, mit einer Amplitude 104 und einer Dauer 106.
2 stellt eine zweiphasige elektrische Stimulation dar, in welcher eine erste Stimulationsphase, die einen kathodischen Stimulus 202 enthält, mit einer Amplitude 204 und einer Dauer 206 verabfolgt wird. Dieser ersten Stimulationsphase folgt unmittelbar eine zweite Stimlationsphase, welche eine anodische Stimulation 208 von gleicher Intensität und Dauer umfasst.
3 stellt eine bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar, worin eine erste Stimulationsphase, umfassend eine anodische Stimulation 302 von tiefem Niveau und langer Dauer mit der Amplitude 304 und der Dauer 306 verabfolgt wird. Der ersten Stimulationsphase folgt unmittelbar eine zweite Stimulationsphase, umfassend eine kathodische Stimulation 308 von konventioneller Intensität und Dauer. In einer alternativen Ausführungsform der Erfindung hat die anodische Stimulation 302 eine maximale Amplitude unterhalb des Schwellenwertes. In noch einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung liegt die anodische Stimulation 302 bei weniger als drei Volt. In einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung hat die anodische Stimulation 302 eine Dauer von etwa zwei bis acht Millisekunden. In noch einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung hat die kathodische Stimulation 308 eine kurze Dauer. In einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung hat die kathodische Stimulation 308 eine Dauer von etwa 0.3 bis 0.8 Millisekunden. In noch einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung hat die kathodische Stimulation 308 eine hohe Amplitude. In einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung liegt die kathodische Stimulation 308 im approximativen Bereich von drei bis zwanzig Volt. In noch einer andern alternativen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung hat die kathodische Stimulation 308 eine Dauer von weniger als 0.3 Millisekunden bei einer Spannung von mehr als zwanzig Volt. In einer andern alternativen Ausführungsform wird die anodische Stimulation 302 während 200 Millisekunden nach dem Herzschlag verabfolgt. Durch die Art gemäss der Offenbarung dieser Ausführungsformen, ebenso wie durch diejenigen Änderungen und Modifikationen, die beim Lesen dieser Beschreibung offensichtlich sind, wird ein maximales Membranpotential ohne Aktivierung in der ersten Stimulationsphase erreicht.
4 stellt eine alternative bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar, worin eine erste Stimulationsphase, umfassend eine anodische Stimulation 402 während der Periode 404 mit zunehmendem Intensitätsniveau 406 verabfolgt wird. Der Anstieg des zunehmenden Intensitätsniveaus 406 kann linear oder nichtlinear sein und die Steigung kann variieren. Der ersten Stimulationsphase folgt unmittelbar eine zweite Stimulationsphase, umfassend eine kathodische Stimulation 408 von konventioneller Intensität und Dauer. In einer alternativen Ausführungsform der Erfindung steigt die anodische Stimulation 402 auf eine maximale Amplitude, die unterhalb des Schwellenwerts liegt, an. In noch einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung steigt die anodische Stimulation 402 auf eine maximale Amplitude, die weniger als drei Volt beträgt, an. In einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung hat die anodische Stimulation 402 eine Dauer von etwa zwei bis acht Millisekunden. In noch einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung hat die kathodische Stimulation 408 eine kurze Dauer. In einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung hat die kathodische Stimulation 408 eine Dauer von etwa 0.3 bis 0.8 Millisekunden. In noch einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung hat die kathodische Stimulation 408 eine hohe Amplitude. In einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung liegt die kathodische Stimulation 408 im approximativen Bereich von drei bis zwanzig Volt. In noch einer andern alternativen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung hat die kathodische Stimulation 408 eine Dauer von weniger als 0.3 Millisekunden bei einer Spannung von mehr als zwanzig Volt. In einer andern alternativen Ausführungsform wird die anodische Stimulation 402 während 200 Millisekunden nach dem Herzschlag verabfolgt. Durch die Art gemäss der Offenbarung dieser Ausführungsformen, ebenso wie durch diejenigen Änderungen und Modifikationen, die beim Lesen dieser Beschreibung offensichtlich sind, wird ein maximales Membranpotential ohne Aktivierung in der ersten Stimulationsphase erreicht.
5 stellt eine alternative bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar, worin eine erste Stimulationsphase, umfassend eine Serie 502 von anodischen Impulsen bei der Amplitude 504 verabfolgt wird. In einer Ausführungsform der Erfindung ist die Restperiode 506 von gleicher Dauer zur Stimulationsperiode 508 und wird bei der Grundlinienamplitude verabfolgt. In einer alternativen Ausführungsform ist die Restperiode von unterschiedlicher Dauer als die Stimulationsperiode 508 und wird bei der Basislinienamplitude verabfolgt. Die Restperiode 506 kommt nach jeder Stimulationsperiode 508 vor, mit der Ausnahme, dass eine zweite Stimulationsphase, die eine kathodische Stimulationsphase 510 von konventioneller Intensität und Dauer enthält, unmittelbar nach dem Ende der Serie 502 folgt. In einer alternativen Ausführungsform der Erfindung ist die totale Ladung, die durch die Serie 502 der anodischen Stimulation übertragen wird, auf einem maximalen Niveau unter dem Schwellenwert. In noch einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung wird der erste Stimulationsimpuls der Serie 502 während 200 Millisekunden nach dem Herzschlag verabfolgt. In einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung ist die kathodische Stimulation 510 von kurzer Dauer. In noch einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung dauert die kathodische Stimulation 510 0.3 bis 0.8 Millisekunden. In einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung hat die kathodische Stimulation 510 eine hohe Amplitude. In noch einer andern alternativen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung hat die kathodische Stimulation 510 im approximativen Bereich von drei bis zwanzig Volt. In einer andern alternativen Ausführungsform der Erfindung dauert die kathodische Stimulation weniger als 0.3 Millisekunden bei einer Spannung von mehr als zwanzig Volt
BEISPIEL 1
Die Stimulations- und Ausbreitungscharakteristiken des Herzmuskels wurden an isolierten Herzen studiert, unter Verwendung von verschiedenen Polaritäten und Phasen. Die Experimente wurden an fünf isolierten Langendorff perfusionierten Kaninchen-Herzen durchgeführt. Die Leitungsgeschwindigkeit am Epikard wurde unter Verwendung einer Anordnung von bipolaren Elektroden gemessen. Die Messungen wurden zwischen sechs Millimeter und neun Millimeter von der Stelle der Stimulation gemacht. Das Transmembranpotential wurde unter Verwendung einer schwimmenden intrazelulären Mikroelektrode aufgezeichnet. Folgende Protokolle wurden geprüft: Einphasiger kathodischer Impuls, einphasiger anodischer Impuls, kathodischer zweiphasiger Anfangsimpuls und anodischer zweiphasiger Anfangsimpuls.
Die Tabelle 1 offenbart die Leitung der Geschwindigkeit quer zur Faserrichtung für jedes verabfolgte Stimulationsprotokoll, mit Stimulationen von drei, vier und fünf Volt und mit zwei Millisekunden Impulsdauer.
TABELLE 1 Leitungsgeschwindigkeit quer zur Faserrichtung, 2 msec Dauer
Tabelle 2 offenbart die Leitungsgeschwindigkeit entlang der Faserrichtung für jedes verabfolgte Stimulationsprotokoll, mit Stimulationen von drei, vier und fünf Volt und mit zwei Millisekunden Impulsdauer
TABELLE 2 Leitungsgeschwindigkeit entlang der Faserrichtung, 2 msec Dauer
Die Unterschiede der Leitungsgeschwindigkeiten zwischen kathodisch einphasig, anodisch einphasig, anfangs kathodisch zweiphasig und anfangs anodisch zweiphasig wurden als signifikant gefunden (p<0,001). Von den Transmembranpotential-Messungen wurde gefunden, dass der maximale Aufwärtshub ((dV/dt)max) des Wirkungspotentials gut mit den Änderungen bei der Leitungsgeschwindigkeit korreliert in der Längsrichtung. Für einen Vier-Volt-Impuls von zwei Millisekunden Dauer war (dV/dt)max 63,5 ± 2,4 V/sec für kathodische und 75,5 ± 5,6 für anodische Impulse.
BEISPIEL 2
Die Effekte von verschiedenen Schrittmacherprotokollen in der kardialen Elektrophysiologie wurden analysiert unter Verwendung von Langendorff präparierten isolierten Kaninchenherzen. Die Stimulation wurde mit einem konstanten rechteckigen Impuls am Herz appliziert. Es wurden folgende Protokolle geprüft: Einphasiger anodischer Impuls; einphasiger Kathodischer Impuls, anodischer zweiphasiger Anfangsimpuls und kathodischer zweiphasiger Anfangsimpuls. Die verabfolgte Spannung wurde in Ein-Volt-Schritten von einem Volt bis fünf Volt erhöht, sowohl für die anodische als auch für die kathodische Stimulation. Die Dauer wurde erhöht in zwei Millisekunden Schritten von zwei bis zehn Millisekunden. Die Epikard-Leitungsgeschwindigkeiten wurden längs und quer zur linken Ventrikelfaserrichtung gemessen in einer Distanz zwischen drei und sechs Millimetern von der freien Wand des linken Ventrikels. Die 6 und 7 stellen die Wirkungen der Dauer des Stimulationsimpulses und des verabfolgten Stimulationsprotokolls auf die Leitungsgeschwindigkeiten dar.
6 stellt die Geschwindigkeiten gemessen zwischen drei Millimetern und sechs Millimetern quer zur Faserrichtung dar. In diesem Bereich demonstriert die kathodische einphasige Stimulation 602 die langsamste Leitungsgeschwindigkeit von jeder getesteten Impulsdauer. Dieser folgt die anodische einphasige Stimulation 604 und die kathodische zweiphasige Anfangsstimulation 606. Die schnellste Leitungsgeschwindigkeit wurde durch die anodische zweiphasige Anfangsstimulation 608 demonstriert.
7 stellt die Geschwindigkeiten dar, die zwischen drei Millimeter und sechs Millimeter parallel zur Faserrichtung gemessen wurden. In diesem bereich zeigt die kathodische einphasige Stimulation 702 die langsamste Leitungsgeschwindigkeit für jede getestete Stimulationsimpulsdauer. Die Geschwindigkeitsresultate, die aus der anodischen einphasigen Stimulation 704 und von der kathodischen zweiphasigen Anfangsstimulation 706 resultieren, sind ähnlich wie die anodische einphasige Stimulation, die etwas schnellere Geschwindigkeiten zeigte. Die schnellste Leitungsgeschwindigkeit wird durch die anodische zweiphasige Anfangsstimulation 708 gezeigt.
Die elektrische Stimulation kann an den Herzmuskel verabfolgt werden. Die anodische Stimulationskomponente der zweiphasigen elektrischen Stimulation verbessert die kardiale Zusammenziehfähigkeit durch eine Hyperpolarisierung des Gewebes vor der Anregung, was zu einer schnelleren Impulsleitung, einer höheren intrazellulären Kalziumfreisetzung und zur resultierenden erhöhten Herzkontraktion führt. Die kathodischen Stimulationskomponenten eliminieren die Nachteile der anodischen Stimulation, was zu einer wirksamen kardialen Stimulation bei einem tieferen Spannungsniveau führt, als dies für die anodische Stimulation allein erforderlich wäre. Dies verlängert die Lebensdauer der Schrittmacherbatterie und reduziert Gewebeschäden.
Gemäss der Erfindung wird die zweiphasige elektrische Stimulation an den kardialen Intravasalraum verabfolgt, das heisst in das Blut, welches das Herz umgibt. Dies befähigt die kardiale Stimulation ohne die Notwendigkeit dass elektrische Kontakte im intimen Kontakt mit dem kardialen Gewebe platziert werden müssen, was die Wahrscheinlichkeit von Schäden an diesem Gewebe vermindert. Der Stimulationsschwellenwert der zweiphasigen Stimulation, die über den Intravasalraum verabfolgt wird ist im gleichen Bereich wie die Standard -Stimuli welche direkt an den Herzmuskel abgegeben werde. Durch die Verwendung der zweiphasigen elektrischen Stimulation an den kardialen Intravasalraum ist es demzufolge möglich eine erhöhte Herzkontraktion zu erzielen, ohne Kontraktion der Skelettmuskeln, Schäden an kardialen Muskeln oder nachteilige Wirkungen auf den Intravasalraum.
Die zweiphasige elektrische Stimulation kann ebenfalls and das Skelettmuskelgewebe angelegt werden. Die Kombination von anodischer mit kathodischer Stimulation führt bei der Kontraktion zu einer grösseren Anzahl von motorischen Einheiten bei einem tieferen Spannungsniveau, was zu einer verbesserten muskulären Antwort führt.
Nachdem somit das Grundkonzept der vorliegenden Erfindung beschrieben wurde, ist für eine Fachperson leicht ersichtlich, dass beabsichtigt ist, dass die vorhergehende detaillierte Offenbarung nur als Beispiel dienen soll, und nicht einschränkend ist. Verschieden Änderungen, Verbesserungen und Modifikationen können einfallen und werden Fachpersonen zugetraut. Weiter sind die Schrittmacherimpulse, welche in der Beschreibung beschrieben sind, gut innerhalb der Möglichkeiten der existierenden Schrittmacherelektronik mit einer zweckmässigen Programmierung. Folglich ist die Erfindung nur durch die folgenden Ansprüche eingeschränkt.

Claims

Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung, wobei der Apparat umfasst: Anschlüsse, die angepasst sind, um einen kardialen Blutspeicher zu stimulieren, ohne die Notwendigkeit, dass die Anschlüsse in engen Kontakt zum kardialen Gewebe gebracht werden müssen, und eine Stimulationsgenerator, der mit den Leitungen verbunden ist, wobei der Stimulationsgenerator ein zweiphasige elektrische Wellenform erzeugt um den kardialen Blutspeicher über die Anschlüsse zu stimulieren, wobei die elektrische Wellenform umfasst: eine erste Stimulationsphase mit einer ersten Polarität, einer ersten Phasenamplitude, einer ersten Phasenform und einer ersten Phasendauer; und eine zweite Stimulationsphase mit einer zweiten Phasenpolarität, einer zweiten Phasenamplitude, einer zweiten Phasenform und einer zweiten Phasendauer; dadurch gekennzeichnet, dass die erste Phasenpolarität positiv ist.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 1, worin die erste Stimulationsphase und die zweite Simulationsphase aufeinander folgend an den kardialen Blutspeicher angelegt werden.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 1, worin die erste Phasenamplitude eine maximale Amplitude ist, die unter dem Schwellenwert ist.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 3, worin die maximale Amplitude, die unter dem Schwellenwert ist, etwa 0.5 bis 3,5 Volt beträgt.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 1, worin die erste Phasendauer mindestens so lang ist wie die zweite Phasendauer.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 1, worin die erste Phasendauer etwa ein bis neun Millisekunden dauert.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 1, worin die zweite Phasendauer etwa 0.2 bis 0.9 Millisekunden dauert.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 1, worin die zweite Phasenamplitude etwa zwei bis zwanzig Volt ist.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 1, worin die erste Stimulationsphase in mehr als 200 Millisekunden nach der Beendigung des Herzschlag-Zyklus initiiert wird.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 1, worin die erste Phasenamplitude kleiner ist als die zweite Phasenamplitude.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 1, worin die erste Phasenamplitude ansteigend ist von einem Grundlinienwert zu einem zweiten Wert.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 11, worin der zweite Wert gleich ist wie die zweite Phasenamplitude.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 11, worin der zweite Wert bei der maximalen Unter-Schellenamplitude ist.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 13, worin die maximale Unter-Schellenamplitude etwa 0.5 bis 3.5 Volt ist.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 11, worin die erste Phasendauer mindestens so lang ist wie die zweite Phasendauer.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 11, worin die erste Phasendauer etwa eine bis neun Millisekunden beträgt.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 11, worin die zweite Phasendauer etwa 0.2 bis 0.9 Millisekunden beträgt.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 11, worin die zweite Phasenamplitude etwa zwei bis zwanzig Volt beträgt
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 1 bis 11, worin die zweite Phasendauer weniger als 0.3 Millisekunden ist und die zweite Phasenamplitude grösser ist als 20 Volt
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 1, worin die erste Stimulationsphase weiter eine Serie vom Stimulationsimpulsen einer vorbestimmten Amplitude, Polarität und Dauer umfasst; und worin die erste Stimulationsphase weiter eine Serie von Restperioden enthält.
Apparat für die zweiphasige kardiale Reizung gemäss Anspruch 20, worin die Restperiode von gleicher Dauer zur Dauer des Stimulationsimpulses ist.