DE69926502T2

DE69926502T2 - Herzreizung unter verwendung von einstellbaren atrio-ventrikulären verzögerungsintervallen

Info

Publication number: DE69926502T2
Application number: DE69926502T
Authority: DE
Inventors: Jiang Ding; Yinghong Yu; P. Andrew KRAMER; Julio Spinelli
Original assignee: Cardiac Pacemakers Inc
Current assignee: Cardiac Pacemakers Inc
Priority date: 1998-05-08
Filing date: 1999-05-07
Publication date: 2006-06-01
Anticipated expiration: 2019-05-08
Also published as: JP2002514478A; JP4170591B2; CA2331316A1; EP1079893B1; JP2008194496A; EP1079893A1; WO1999058191A1; ATE300975T1; DE69926502D1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein eine Vorrichtung zum Stimulieren des Herzens und insbesondere ein Stimulationssystem, das einstellbare atrioventrikulare Zeitverzögerungen zum Verbessern von verschiedenen Herzleistungsparametern umfaßt.
Das Herz ist das Zentrum des zirkulatorischen Systems. Es ist ein Organ, das zwei Hauptpumpfunktionen ausführt und das in eine rechte und eine linke "Herzpumpe" unterteilt werden kann. Die linke Herzpumpe zieht mit Sauerstoff angereichertes Blut aus der Lunge und pumpt es zu den Organen des Körpers. Die rechte Herzpumpe zieht das Blut aus den Körperorganen und pumpt es in die Lunge. Bei einem Menschen befindet sich die rechte Herzpumpe auf der rechten Seite des Patienten und die linke Herzpumpe auf der linken Seite des Patienten. Die Darstellungen in diesem Dokument, etwa die 1, zeigen eine "Aufsicht" auf das Herz, wie sie etwa ein Arzt während einer Operation am offenen Herzen hat. Die linke Herzpumpe befindet sich daher in der 1 auf der rechten Seite und die rechte Herzpumpe auf der linken Seite der 1. Jede Herzpumpe umfaßt eine obere Kammer, die Atrium genannt wird, und eine untere Kammer, die Ventrikel genannt wird. Die linke Herzpumpe enthält daher ein linkes Atrium (LA) und einen linken Ventrikel (LV), die durch ein Ventil getrennt sind, das Mitralklappe genannt wird. Die rechte Herzpumpe enthält ein rechtes Atrium (RA) und einen rechten Ventrikel (RV), die durch ein Ventil getrennt sind, das Trikuspitalklappe genannt wird.
Das Blut fließt im zirkulatorischen System auf dem folgenden Weg: Vom peripheren venösen System (Blut, das die Organe des Körpers durchlaufen hat) zum RA, vom RA durch die Trikuspitalklappe zum RV, vom RV durch die Pulmonalklappe zu der Lungenarterie und zu der Lunge. Das mit Sauerstoff angereicherte Blut aus der Lunge wird aus der Lungenvene in das LA gezogen, fließt vom LA durch die Mitralklappe zum LV und schließlich vom LV durch die Aortenklappe zum peripheren arteriellen System (wodurch das Blut zu den Organen den Körpers geliefert wird).
Normalerweise arbeiten die Herzpumpen synchron, und durch die Pumpaktion wird das mit Sauerstoff angereicherte Blut von der Lunge zu den Organen des Körpers geliefert. Bei einem normalen Herz ergibt sich dieses synchrone Verhalten durch ein komplexes Leitungssystem, mit dem elektrische Impulse zum Herzmuskelgewebe geführt werden, um die erforderlichen atrialen und ventrikularen Kontraktionen durchzuführen. Ein Herzschlag ist das Ergebnis einer regelmäßigen Folge von elektrischen Impulsen zu den jeweils richtigen Teilen des Herzens für einen rhythmischen Herzpumpschlag. Der Herzmuskel sorgt durch die Kontraktion des Muskelgewebes bei Erhalt eines elektrischen Signals für die Pumpwirkung, wobei die Pumpwirkung durch ein System von Herzklappen ermöglicht wird, das das Blut nur in eine Richtung fließen läßt. Das Herz umfaßt daher ein komplexes elektrisches und mechanisches Netzwerk.
Um Blut durch das zirkulatorische System zu pumpen, durchläuft das schlagende Herz einen Herzzyklus. Ein Herzzyklus besteht aus einer systolischen Phase und einer dia stolischen Phase. Während der Systole ziehen sich die ventrikulären Muskelzellen zusammen, um Blut sowohl durch den Lungenkreislauf als auch den Körperkreislauf zu pumpen. Während der Diastole entspannen sich die ventrikulären Muskelzellen, wodurch der Druck im Ventrikel unter dem im Atrium fällt und die Ventrikel wieder mit Blut gefüllt werden.
Unter normalen Bedingungen ist die Herzpumpe hoch effizient. Ein Grund für die hohe Effizienz ist die sequentielle atrioventrikulare Kontraktion. Zum Ende der Diastole hin zieht sich der Vorhof zusammen, wodurch eine Extramenge an Blut in den Ventrikel befördert wird. Der Ventrikel enthält daher (durch die Vorbeladung) mehr Blut, das bei der nächsten Systole ausgepumpt werden kann. Ein weiterer Grund für die hohe Effizienz der Blutpumpe liegt in dem Netzwerk eines schnellen ventrikulären Leitungssystems. Wie in der 1 gezeigt, umfaßt das System rechte und linke Bündelzweige aus leitendem Gewebe, die sich vom His-Bündel und dem massiven Netzwerk von schnell leitendem Purkinje-Fasern weg erstrecken, die fast die ganze endokardiale Oberfläche der Ventrikel bedecken. Die elektrischen Signale vom Atrium werden durch die Bündelzweige zu den Purkinje-Fasern geleitet und durch das Purkinjefaser-Netzwerk zu den verschiedenen Bereichen des Ventrikels. Während der Systole können sich daher alle ventrikulären Muskelzellen synchron zusammenziehen. Die synchrone Kontraktion steigert die Pumpkraft.
Um die Herzfunktion bewegen zu können, ist es wichtig, die LV-Leistung während der Systole zu untersuchen, die direkt die Fähigkeit des Herzens bestimmt, Blut durch den Körperkreislauf zu pumpen. Es gibt viele Wege, die Leistungsfähigkeit des Herzens zu bewegen. Eine Möglichkeit ist es, zu untersuchen, wie gut sich der LV zusammenzieht, um die Wirksamkeit des LV als Pumpe zu bestimmen. Wie in der 2 zu sehen ist, beginnt sich der LV zusammenzuziehen, nachdem ein elektrisches Signal, das den linken Bündelzweig hinunterläuft, die Muskelzellen der Septumwand M und der Seitenwand N stimuliert. In der 3 haben sich die Wände M und N derart zusammengezogen, daß sie sich aufeinander zu bewegen und das Blut aus dem Ventrikel herauspumpen. Ein Maß für die Wirksamkeit der LV-Kontraktion ist die Kontraktionsfähigkeit. Die linksventrikuläre Kontraktionsfähigkeit ist ein Maß für die Gesamtstärke der Kontraktionskraft der LV-Muskelzellen. Sie ist eine Funktion des Gesundheitszustandes des LV-Muskelgewebes und der Koordination der Kontraktionen des gesamten LV mit den Wänden M und N. Diese Koordination hängt vom Gesundheitszustand des linken Bündelzweiges und vom Gesundheitszustand des schnell leitenden Purkinjefaser-Netzwerks ab. Die LV-Kontraktionsfähigkeit wird durch Messen der maximalen positiven Änderungsrate des LV-Drucks während der Systole ermittelt. Mathematisch ist dies die maximale positive Ableitung des LV-Drucks, die durch "LV +dp/dt" bezeichnet wird.
Die systolische LV-Leistungsfähigkeit wird auch durch das Schlagvolumen bestimmt, das Volumen an Blut, das pro Systole aus dem LV gepumpt wird. Das Schlagvolumen kann durch Messen des Aorta-Pulsdrucks (PP) ermittelt werden.
Bevor sie sich mechanisch zusammenziehen, müssen Herzmuskelzellen elektrisch angeregt werden. Während der Anregung (Depolarisation) werden elektrische Signale er zeugt, die sowohl intrakardial als auch extrakardial aufgenommen werden können. Die aufgezeichneten Signale werden im allgemeinen Elektrokardiogramm (EKG) genannt. Ein intrakardial aufgenommenes EKG wird auch Aktionsstromkurve genannt, es wird mittels einer Elektrode aufgenommen, die endokardial oder epikardial in einem Atrium oder einem Ventrikel plaziert wird. Ein extrakardial aufgenommenes EKG wird oft Oberflächen-EKG genannt, da es gewöhnlich mittels zwei oder mehr Elektroden aufgenommen wird, die auf die Haut des Körpers aufgesetzt werden. Ein komplettes Oberflächen-EKG beruht auf einer Konfiguration mit 12 Zuleitungen.
Die Merkmale eines EKGs werden entsprechend dem Ursprung der elektrischen Aktivität bezeichnet. Die der intrinsischen Depolarisierung im Atrium und Ventrikel entsprechenden Signale werden P-Welle bzw. QRS-Komplex genannt. Der QRS-Komplex besteht aus einer Q-Welle, einer R-Welle und einer S-Welle. Das Zeitintervall von der P-Welle zur R-Welle wird PR-Intervall genannt. Es ist ein Maß für die Verzögerung zwischen der elektrischen Anregung im Atrium und im Ventrikel.
Es wurden verschiedene Störungen des Herzens untersucht, die das Herz daran hindern, normal zu arbeiten. Eine solche Störung ist eine Degeneration des LV-Leitungssystems, die die Ausbreitung von elektrischen Signalen über Teile oder die Gesamtheit des schnell leitenden Purkinjefaser-Netzwerks blockiert. Diejenigen Teile des LV, die keine Anregungssignale über das schnell leitenden Purkinjefaser-Netzwerk erhalten, können nur durch die Muskelgewebeleitung angeregt werden, die langsam und sequentiell ist. Als Folge davon erfolgt die Kontraktion dieser Teile des LV in Stufen und nicht mehr synchron. Wenn zum Beispiel die Wand N von dieser Leitungsstörung betroffen ist, zieht sie sich später zusammen als die Wand M, die über die normale Leitung aktiviert wird. Eine solche asynchrone Kontraktion der LV-Wände verringert die Kontraktionsfähigkeit (die Pumpleistung) des LV und auch das LV +dp/dt (die maximale positive Ableitung des LV-Drucks).
Eine andere Störung des Herzens ist ein Rückfluß des Blutes vom LV in das LA, mit der Folge eines verringerten Schlagvolumens und einer geringeren Herz-Ausgangsleistung. Diese Störung wird Mitralrückfluß genannt, sie wird durch eine Insuffizienz der Mitralklappe, eine vergrößerte Herzkammer oder eine nicht normale Beziehung zwischen dem LV-Druck und dem LA-Druck hervorgerufen. Das Ausmaß des Rückflusses ist eine komplexe Funktion des Zustandes der Mitralklappe, des Drucks im LV und im LA und der Blutflußrate durch die linke Herzpumpe.
Diese Störungen treten bei Patienten einzeln oder zusammen auf. Zum Beispiel werden beide Störungen bei Patienten festgestellt, die an einem kongestiven Herzfehler (CHF) leiden. Ein kongestiver Herzfehler (CHF) ist eine Störung des kardiovaskulären Systems. Im allgemeinen betrifft ein CHF einen kardiovaskulären Zustand, bei dem als Folge eines Herzfehlers eine nicht normale zirkulatorische Kongestion vorliegt. Eine zirkulatorische Kongestion ist ein Zustand, bei dem das Blutvolumen im Herzen zunimmt, das Schlagvolumen jedoch abnimmt. Eine verringerte Herz-Ausgangsleistung kann auf verschiedenen Störungen beruhen, einschließlich dem Mitralrückfluß (dem Rückfluß von Blut vom LV zum LA) und der intrinsischen ventrikulären Leitungsstörung (der asynchronen Kontraktion der ventrikulären Muskelzellen). Es sind dies die beiden üblichen Störungen, die bei CHF-Patienten vorliegen.
Patienten mit Herzstörungen kann manchmal mit einer Stimulierung des Herzens geholfen werden. Zum Beispiel kann ein Schrittmachersystem eine Stimulierung abgeben, die die LV-Kontraktionsfähigkeit (die positive LV-Druckänderung während der Systole) oder das Schlagvolumen (den Aorta-Pulsdruck) verbessert. Die bekannten Systeme erfordern jedoch komplizierte Messungen, und es erfolgt keine automatische Optimierung der Herzleistungsparameter. Die Messungen sind außerdem patientenspezifisch und erfordern eine ausgiebige Überwachung und Kalibrierung. Es besteht daher ein Bedarf für ein System, bei dem leicht verschiedene Herzparameter optimiert werden können, einschließlich, ohne darauf beschränkt zu sein, der LV-Kontraktionsfähigkeit (der positiven LV-Druckänderung während der Systole, LV +dp/dt), und dem Schlagvolumen (dem Pulsdruck). Das System sollt leicht zu programmieren und zu betreiben sein, wozu nur einfach durchzuführende patientenspezifische Messungen erforderlich sein sollen.
Die US-A-5 690 689 beschreibt einen implantierbaren Schrittmacher nach dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1, bei dem die AV-Intervalle automatisch so eingestellt werden, daß sie eine Funktion der natürlichen Leitungszeit sind, die vom Schrittmacher erfaßt wird, wobei die natürliche Leitungszeit die Zeit zwischen einer atrialen Aktivität wie die P-Welle und einer darauffolgenden ventrikulären Aktivität wie die R-Welle ist.
Die Aspekte der vorliegenden Erfindung sind in den anhängenden Patentansprüchen genannt.
Kurzbeschreibung der Zeichnungen
1 ist eine Darstellung des Herzens mit den Kammern und dem nervösen Leitungssystem.
2 ist eine Darstellung einer beginnenden Ventrikelkontraktion.
3 ist eine Darstellung eines kontrahierten Ventrikels.
4A ist eine graphische Darstellung des Innendrucks des linken Ventrikels als Funktion der Zeit, was als intrinsisches P-Wellen-Ereignis bezeichnet wird.
4B ist eine graphische Darstellung der intrinsischen Aktionsstromkurve des linken Ventrikels als Funktion der Zeit, was als intrinsisches P-Wellen-Ereignis bezeichnet wird.
4C ist ein Zeitdiagramm für eine Markierung der intrinsischen P-Welle und eine Markierung für einen ventrikulären Stimulationsimpuls, der für eine maximale LV-Kontraktionsfähigkeit zeitlich optimal liegt, was als stimuliertes P-Wellen-Ereignis bezeichnet wird.
4D ist eine graphische Darstellung des Innendrucks des linken Atriums als Funktion der Zeit, was als intrinsisches P-Wellen-Ereignis bezeichnet wird.
4E ist ein Zeitdiagramm für eine Markierung der intrinsischen P-Welle und eine Markierung für einen ventrikulären Stimulationsimpuls, der für ein maximales Schlagvolumen zeitlich optimal liegt, was als stimuliertes P-Wellen-Ereignis bezeichnet wird.
5A ist ein Flußdiagramm für die Erfassung eines Q*-Ereignisses.
5B zeigt eine Ausführungsform einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung, die in das Herz eines Patienten implantiert ist, von dem Teile weggelassen wurden, um Einzelheiten zu zeigen.
5C ist eine Blockdarstellung einer implantierbaren Rhythmusverwaltungsvorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
5D zeigt eine Ausführungsform einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung, die in das Herz eines Patienten implantiert ist, von dem Teile weggelassen wurden, um Einzelheiten zu zeigen.
5E zeigt eine Ausführungsform einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung, die in das Herz eines Patienten implantiert ist, von dem Teile weggelassen wurden, um Einzelheiten zu zeigen.
5F zeigt eine Ausführungsform eines Elektrokardiogramms mit Herzaktionsströmen von einem Menschen.
6 zeigt eine Ausführungsform eines Elektrokardiogrammschemas mit Herzaktionsströmen.
7 ist ein Flußdiagramm für eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
8A, 8B, 8C und 8D sind Darstellungen von Ausführungsformen für die Korrelationen zwischen erfaßten Herz-Zeitintervallen.
9 ist eine Darstellung einer Ausführungsform von optimalen AV-Zeitverzögerungsintervallen als Funktion von erfaßten Herz-Zeitintervallen.
10 ist ein Flußdiagramm für eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
11A und 11B sind Darstellungen von Ausführungsformen von optimalen AV-Zeitverzögerungsintervallen als Funktion von erfaßten Herz-Zeitintervallen.
12A und 12B sind Darstellungen von Ausführungsformen von geschätzt optimalen AV-Zeitverzögerungsintervallen als Funktion von tatsächlich optimalen AV-Zeitverzögerungsintervallen.
13 zeigt die Auswahl von optimalen hämodynamischen Herzparametern gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
Zusammenfassung der Erfindung
Die vorliegende Patentanmeldung beschreibt mehrere Wege zum Erhalten von optimalen Zeitpunkten für ventrikulare Stimulationen durch Bestimmen von gewissen intrinsischen elektrischen oder mechanischen Ereignissen im Atrium oder Ventrikel mit einer voraussagbaren zeitlichen Beziehung für die Abgabe von zeitlich optimal liegenden ventrikularen Stimulationen für eine maximale ventrikuläre Leistungsfähigkeit. Die Beziehung ermöglicht eine Voraussage der atrioventrikularen Verzögerung für die Abgabe eines ventrikularen Stimulationsimpulses relativ zu einer erfaßten elektrischen P-Welle des Atriums zum Feststellen des optimalen Stimulationszeitpunktes. Auch beschrieben werden Ausführungsformen zum Messen dieser Ereignisse und zum Ableiten der obigen zeitlichen Beziehung. Der Fachmann wird beim Lesen der Beschreibung erkennen, daß auch andere Ereignisse herangezogen werden können, ohne den Umfang der vorliegenden Erfindung zu verlassen.
Bei mehreren Ausführungsformen werden diese Messungen dazu verwendet, die ventrikulare Kontraktionsfähigkeit zu optimieren, die durch die maximale Rate der Druckänderung während der Systole gemessen wird. Bei anderen Ausführungsformen werden diese Messungen dazu verwendet, das Schlagvolumen zu optimieren, das mit dem Aorta-Pulsdruck gemessen wird. Bei wiederum anderen Ausführungsformen wird eine Kompromiss-Zeitgebung für die Stimulation verwendet, um nahe optimale Verbesserungen sowohl bei der maximalen positiven Druckänderung während der Systole als auch dem Aorta-Pulsdruck zu erhalten. In einer Ausführungsform erfolgt die Stimulation durch Einstellen des atrioventrikularen Verzögerungszeitintervalls, dem Zeitintervall nach einer erfaßten P-Welle, um einen Stimulationsimpuls abzugeben, mit dem die erwünschte Optimierung der Herzparameter erhalten wird.
Diese Zusammenfassung der Erfindung soll den beanspruchten Gegenstand nicht einschränken. Der Umfang der vorliegenden Erfindung wird durch die anhängenden Patentansprüche definiert.
Genaue Beschreibung
In der folgenden genauen Beschreibung erfolgt ein Bezug zu den beiliegenden Zeichnungen, die einen Teil davon bilden und in der beispielhaft bestimmte Ausführungsformen gezeigt sind, mit denen die Erfindung ausgeführt werden kann. Diese Ausführungsformen sind ausreichend genau beschrieben, damit der Fachmann die Erfindung ausführen und nutzen kann. Die Beschreibung ist so zu verstehen, daß auch andere Ausführungsformen verwendet werden können und daß elektrische, logische und strukturelle Abänderungen erfolgen können, ohne vom Umfang der vorliegenden Erfindung abzuweichen. Die folgende genaue Beschreibung ist daher nicht einschränkend zu verstehen, und der Umfang der vorliegenden Erfindung wird durch die anhängenden Patentansprüche definiert.
Einige der gezeigten Ausführungsformen werden anhand eines implantierbaren Herzschrittmachers erläutert, der zahlreiche Stimulationsmoden umfassen kann, wie es allgemein bekannt ist. Mit diesen Ausführungsformen werden einige der Anwendungsmöglichkeiten des vorliegenden Systems dargestellt, sie sind nicht abschließend oder ausschließlich zu verstehen. Zum Beispiel ist das vorliegende System für die Ausführung in einer Vielzahl von implantierbaren und externen Vorrichtungen geeignet.
Das vorliegende System umfaßt eine Einrichtung zur Optimierung von systolischen Herzfunktionen auf der Basis von verschiedenen Messungen der Herzleistung. Die vorlie gende Beschreibung umschließt eine Anzahl von Ausführungsformen für unter anderem die Optimierung der Herzpumpleistung und des Schlagvolumens. Die beschriebenen Konzepte können bei vielen Anwendungen angewendet werden, was der Fachmann beim Lesen und Verstehen der Beschreibung sofort sehen wird. Die vorgesehenen Herzleistungsmessungen umfassen die Kontraktionsfähigkeit, die maximale positive ventrikuläre Druckänderung, das Schlagvolumen und den Pulsdruck. Mit der hier vorgestellten Lehre können auch andere Herzleistungen maximiert werden. Die ausgedrückte Lehre dieser Beschreibung ist daher nicht ausschließlich oder beschränkend zu verstehen. Die Konzepte sind ausdrücklich hinsichtlich des linken Ventrikels beschrieben, es sind jedoch auch Anwendungen für andere Kammern des Herzens einschließlich dem rechten Ventrikel möglich, wie der Fachmann erkennt, ohne vom Umfang der vorliegenden Erfindung abzuweichen.
Die Erfinder der vorliegenden Anmeldung führten zahlreiche Tests und Experimente durch, um ein Stimulationssystem zu entwickeln, das zum Behandeln von Herzstörungen verwendet werden kann. Das System umfaßt ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Optimieren von verschiedenen Herzleistungsparametern, einschließlich, ohne darauf beschränkt zu sein, der ventrikulären Kontraktionsfähigkeit, der maximalen Rate der Druckänderung während der Systole, dem Schlagvolumen und dem Pulsdruck. Bei den vorgestellten Ausführungsformen werden erfaßte Ereignisse des rechten Atriums (RQ dazu verwendet, die Stimulation des linken Ventrikels (LV), des rechten Ventrikels (RV) oder beider Ventrikel (BV) zeitlich so festzulegen, daß sich optimale Herzleistungsparameter ergeben. Die vorliegende Lehre ist jedoch auch auf andere Stimulationskonfigurationen anwendbar. Die vorliegende Lehre umfaßt unter anderem eine optimale Stimulation zum Behandeln von verschiedenen Herzstörungen. Die Störungen umfassen, ohne darauf beschränkt zu sein, den kongestiven Herzfehler (CHF), den Mitralrückfluß und die ventrikuläre Leitungsstörung. Die hier beschriebene optimale Stimulierung umfaßt Ausführungsformen, bei denen keine patientenspezifischen Messungen von hämodynamischen Parametern wie Blutdruck, Blutfluß oder Messungen erforderlich sind, die nicht in der Regel bei implantierbaren Stimulationseinrichtungen vorgesehen sind. Das System kann sich automatisch auf die Erfordernisse eines bestimmten Patienten einstellen.
AVD-Zeitintervalle
Zur Behandlung von Patienten mit nicht normalen Herzfunktionen können implantierbare Rhythmusverwaltungseinrichtungen wie Schrittmacher verwendet werden. Eine Stimulationstherapie wird DDD-Schrittmachermodus genannt. Im DDD-Schrittmachermodus befinden sich Schrittmacherelektroden im Atrium (zum Beispiel im RA) und in einem oder beiden Ventrikeln. Diese Elektroden werden auch dazu verwendet, elektrische Signale im Atrium und dem/den Ventrikel(n) zu erfassen. Wenn die Vorrichtung im Atrium ein Signal erfaßt, unterdrückt sie die Abgabe eines Schrittmacherimpulses an das Atrium. Anderenfalls stimuliert sie das Atrium nach Ablauf einer vorgegebenen Zeitspanne. Wenn die Vorrichtung das Atrium erfaßt oder stimuliert, erzeugt sie eine Ereignismarkie rung und startet gleichzeitig ein atrioventrikulares Verzögerungszeitintervall (AVD-Zeitintervall). Am Ende dieses Verzögerungsintervalls stimuliert die Vorrichtung den/die Ventrikel, wenn sie von dem/den Ventrikel(n) keine Signale erfaßt. Systeme, die ventrikuläre Stimulationssignale relativ zur P-Welle eines Elektrokardiogrammsignals abgeben, beziehen sich auf das atrioventrikulare Zeitverzögerungsintervall (AVD-Zeitintervall) als die Zeitverzögerung von der erfaßten P-Welle bis zur Abgabe des ventrikulären Stimulationsimpulses. Bei Patienten mit einer ventrikularen Leitungsstörung, etwa dem CHF-Zustand, kann eine Therapie mit einem AVD-Zeitintervall, das kürzer ist als das PR-Zeitintervall, die Kontraktionsfähigkeit verbessern, da Patienten mit einer Degeneration des LV-Leitungssystems eine Stimulation der betroffenen Teile des LV (zum Beispiel der Seitenwand N) erfordern, die früh genug liegt, damit die Kontraktion in Phase mit anderen Teilen des LV erfolgt, die mittels der intrinsischen Leitung angeregt werden (zum Beispiel die Wand M). Mit zeitlich richtig liegenden ventrikularen Stimulationen können sich beide Wände M und N in Phase zusammenziehen, was die Kontraktionsfähigkeit erhöht.
Patienten mit verringertem Schlagvolumen sind mit einem kürzeren AVD-Zeitintervall besser dran, da dadurch der Mitralrückflußeffekt verringert wird und der Aorta-Pulsdruck ansteigt. Bei Patienten mit einem kongestiven Herzfehler (CHF) kann das PR-Intervall verlängert werden, wodurch sich der AV-Synchronismus etwas verringert. Eine solche Verringerung des AV-Synchronimusses kann den Mitralrückfluß weiter ansteigen lassen und die Auswirkungen der Vorbeladung des LV verringern. Ein kürzeres AVD-Zeitintervall erhöht den Pulsdruck durch Verschieben der Kontraktion des LV auf einen früheren Zeitpunkt und verringert dadurch die Auswirkungen des Mitralrückflusses.
Optimierung der Herzventrikel-Kontraktionsfähigkeit und der maximalen linksventrikulären Druckänderung während der Systole
Die linksventrikuläre Kontraktionsfähigkeit (die Pumpleistung) und die maximale positive Rate der Änderung des linksventrikulären Drucks während der Systole (abgekürzt "LV +dp/dt") sind miteinander in Beziehung stehende Herzleistungsparameter. Bei Messungen wird zum Beispiel bei einem Ansteigen der linksventrikulären Druckänderung während der Systole auch ein Anstieg der LV-Kontraktionsfähigkeit beobachtet.
Die 4A zeigt den Verlauf des intrinsischen oder nicht stimulierten linken Ventrikeldrucks nach einer P-Welle. Das Y-Ereignis ist der Beginn des intrinsischen LV-Druckanstiegs. Die 4B zeigt die intrinsische Aktionsstromkurve des linken Ventrikels, einen QRS-Komplex, nach einer P-Welle. Q* ist ein elektrisches Signal, das zu Beginn des QRS-Komplexes auftritt. R ist die größte Spitze des QRS-Komplexes. In der 4B liegt das Q*-Ereignis vor dem Y-Ereignis der 4A. Die 4C zeigt das Zeitdiagramm für eine optimale Stimulierung mit maximaler LV-Kontraktionsfähigkeit. Das Zeitintervall AVD ist gleich der Zeitspanne zwischen der P-Wellen-Markierung und der ventrikulären Stimulationsmarkierung V, die die maximale LV-Kontraktionsfähigkeit ergibt. Es wird daher die optimale atrioventrikulare Verzögerung für die Kontraktionsfähigkeit genannt. In der 4C stammt die Markierung P_P von einem stimulierten Zustand, im Gegensatz zu der Markierung P_I in den 4A und 4B, die sich aus einer intrinsischen Herzaktivität ergibt. P_P tritt daher zu einem anderen Zeitpunkt auf als P_I. Außerdem sind die Diagramme nicht maßstäblich.
In ihren Experimenten haben die Erfinder festgestellt, daß bei der Stimulierung für eine maximale Kontraktionsfähigkeit die Q*-, Y- und R-Ereignisse eine relativ voraussagbare zeitliche Beziehung bezüglich dem V-Stimulationssignal aufwiesen, das durch AVD_C optimal zeitlich festgelegt wird. Außerdem haben die Erfinder festgestellt, daß lineare Modelle erstellt werden können, die das PQ*-Intervall (die Zeitdifferenz zwischen einem P-Ereignis und einem Q*-Ereignis) auf die optimale atrioventrikulare Verzögerung für eine maximale Kontraktionsfähigkeit, AVD_C, abbilden. Des weiteren sind lineare Zuordnungen möglich für PY und PR auf AVD_C. Jede Zuordnung kann jedoch zu anderen Koeffizienten führen.
In einer Ausführungsform wird das intrinsische PQ*-Zeitintervall an einem Patienten gemessen. Es ist dies das Zeitintervall zwischen der P-Welle und einem Q*-Ereignis, wenn kein Stimulationssignal angelegt wird. Nachdem das PQ*-Zeitintervall aufgenommen und gemittelt wurde, wird mit unterschiedlichen atrioventrikularen Verzögerungen ein Stimulationssignal angelegt, während LV +dp/dt (die maximale positive Druckänderung im linken Ventrikel) überwacht wird. Dann wird die atrioventrikulare Verzögerung bestimmt, die das maximale LV +dp/dt (die optimale Kontraktionsfähigkeit) ergibt, und AVD_C genannt und dem PQ*-Zeitintervall des Patienten zugeordnet. Die PQ*-AVD_C-Paare werden für eine Anzahl von weiteren Patienten erzeugt und die Daten aufgezeichnet. Bei einer Ausführungsform wird ein lineares Regressionsverfahren angewendet, um eine gerade Linienannäherung für AVD_C als Funktion von PQ* zu bestimmen. Die Gleichung ist AVD_C = K1(PQ*) – K2. Eine programmierbare Vorrichtung, die das intrinsische PQ*-Intervall mißt, kann mit dieser Gleichung AVD_C abschätzen. Nach der Festlegung von K1 und K2 ist daher die Kalibrierung der Vorrichtung abgeschlossen. Das heißt, daß spätere Patienten eine Stimulierung für eine optimale Kontraktionsfähigkeit erhalten, ohne daß es erforderlich ist, die Druckmessungen durchzuführen und weitere Kalibrierstufen zu durchlaufen. Wie weiter unten noch beschrieben, kann die gleiche Prozedur auf PY oder PR angewendet werden, wie erwähnt können sich dabei jedoch andere Koeffizienten ergeben.
Wenn PQ* gemessen wird, erhält ein Patient die optimale Stimulation für die Kontraktionsfähigkeit des linken Ventrikels, wenn die P-Welle und Q* gemessen wird. Wenn anstelle von PQ* PY verwendet wird, werden die P-Welle und das Y-Ereignis gemessen, das den Beginn des Druckanstiegs bei der Kontraktion des linken Ventrikels bezeichnet. Wenn das PR-Intervall verwendet wird, werden die P-Welle und die R-Welle des QRS-Komplexes gemessen.
Mit dem intrinsischen PQ*,- PY- oder PR-Zeitintervall und der entsprechenden Zuordnung wird damit AVD_C berechnet. Dieses AVD_C ist eine Annäherung an das tatsächliche AVD_C unter Verwendung des Zuordnungsverfahrens.
Bei dem vorliegenden System kann jedes Ereignis, das hinsichtlich dem optimal zeitlich festgelegten Stimulationssignal V (der Stimulation unter Verwendung von AVD_C) relativ konstant ist, als voraussagbares Ereignis verwendet werden. Bei einer Ausführungsform ist ein relativ konstantes Ereignis eines, dessen Abweichung vom Gesamtmittel kleiner ist als 20 ms oder 25 Prozent, was immer der kleinere Wert ist. Es können daher auch andere Ausführungsformen verwendet werden, bei denen Ereignisse herangezogen werden, die hier nicht ausdrücklich genannt sind, ohne vom vorliegenden System abzuweichen.
P-Wellen-Signal
Wenn ein elektronisches P-Wellen-Signal als Bezugspunkt bei einer der Ausführungsformen verwendet wird, kann es mit Vorrichtungen wie zum Beispiel, ohne darauf beschränkt zu sein, Katheter und externen Sonden zum Erzeugen eines Elektrokardiogramms erfaßt werden. Bei einer Ausführungsform wird die P-Welle am rechten Atrium erfaßt und als Bezugspunkt für die Zeitintervallmessungen und die Stimulationsabgabe verwendet. In manchen Fällen, in denen das Atrium eines Patienten stimuliert wird, wird die P-Wellen-Stimulationsmarkierung anstelle der intrinsischen P-Welle herangezogen.
PQ*-Messung und Zuordnung
Wie angegeben stellten die Erfinder fest, daß einige "Ereignisse" eine voraussagbare Beziehung zum zeitlich optimalen ventrikularen Stimulationssignal aufweisen. Das Q*-Ereignis wird als ein Kandidat definiert, da es zum optimalen Zeitpunkt für die maximale Kontraktionsfähigkeit relativ zur LV-Stimulationsmarkierung V relativ konstant ist. Q* ist ein elektrisches Signal, das zu Beginn des QRS-Komplexes auftritt. Bei einer Ausführungsform des Systems wird daher die Zeitverzögerung zwischen der P-Welle und dem Q*-Ereignis dazu verwendet, die lineare Variable zum Berechnen von AVD_C zu stellen. Bei dieser Ausführungsform ist die Gleichung AVD_C = K1(PQ*) – K2.
Außerdem haben die Erfinder des vorliegenden Systems festgestellt, daß das PQ*-Intervall eine lineare Variable darstellt, die dazu verwendet werden kann, AVD_C unter Verwendung einer einzigen Kalibrierprozedur zum Bestimmen der Konstanten K1 und K2 abzuschätzen. Eine Art der Kalibrierung wurde oben erläutert, das Abbilden von AVD_C-PQ*-Paaren auf lineare Art zum Erhalten von K1 und K2. Die PQ*-AVD_C-Informationen werden dann zweidimensional aufgetragen und ein lineares Regressionsverfahren ausgeführt, um die beste Linie durch die Probenpunktpaare zu finden. Diese lineare Anpassung ergibt die Koeffizienten K1 und K2.
In einer Studie mit 13 Patienten wurde eine Gleichung für AVD_C erzeugt, die ein K1 gleich 0,94 und ein K2 gleich 55,7 Millisekunden ergab. In dieser Gleichung wird PQ* in Millisekunden gemessen. Die Gleichung wird ausgedrückt durch AVD_C = 0,94 PQ* – 55,7 Millisekunden. Die Koeffizienten können variieren, und das abgeschätzte AVD_C kann vom tatsächlich optimalen AVD_C um etwa 20 Prozent abweichen, es ergibt sich trotzdem eine nahezu optimale Leistungsfähigkeit innerhalb 80 Prozent der maximalen Kontraktionsfähigkeit. Die Koeffizienten können auch in Abhängigkeit von der Anzahl der in der Kalibrierstufe genommenen Proben leicht variieren. Die hier präsentierten Koeffizienten können daher variieren, ohne von der vorliegenden Erfindung abzuweichen.
In einer Ausführungsform wird die P-Welle unter Verwendung eines Schwellenwertdetektors erfaßt, der bei etwa 20 Prozent der maximalen P-Wellen-Amplitude im rechten Atrium eine P-Welle anzeigt. Bei der in der 5A gezeigten Ausführungsform wird das Q*-Ereignis beim Passieren des am linken Ventrikel aufgenommenen QRS-Komplexes bestimmt durch einen digitalen 5-Punkt-Tiefpaßfilter mit einer Samplingzeit von 2 Millisekunden, Erfassen des Q-Anteils der Welle, Berechnen des maximalen Absolutwertes der Steigung der Q-Welle und Angabe des Punktes an der gefilterten Q-Welle, an dem der Absolutwert der Steigung gleich 2% des Absolutwerts der Steigung der Q-Welle ist. Der Fachmann erkennt, daß für P und Q* auch andere Erfassungsmethoden verwendet werden können, die innerhalb des vorliegenden Systems liegen. Eine Änderung in der Meßtechnik oder in den Kriterien für die Steigung liegt innerhalb des vorliegenden Systems.
In einer anderen Ausführungsform wird angenommen, daß der Koeffizient für PQ*, K1, gleich Eins ist und der Koeffizient K2 die Offset-Zeitverzögerung vom PQ*-Intervall darstellt, um das optimale AVD_C vorauszusagen oder abzuschätzen. In dieser Ausführungsform werden PQ* und AVD_C an einer Vielzahl von Patienten mit einer Vielzahl von PQ*-Intervallen und einer Vielzahl von AVD_Cs aufgenommen, um eine mittlere Offset-Zeitverzögerung K2 für eine Anzahl von Patienten zu erzeugen. In dieser Ausführungsform ist die Gleichung: AVD_C geschätzt = PQ* – Wa Millisekunden. Unter Verwendung der obigen Daten für die 13 Patienten ist die Gleichung: AVD_C geschätzt = PQ* – 67 Millisekunden. Diese Ausführungsform ermöglicht eine leichtere Berechnung, da eine Subtraktion weniger prozessorintensiv ist als eine Multiplikation mit Gleitkommazahlen. Es geht dabei jedoch etwas von der Genauigkeit für die Annäherung verloren.
Es ist anzumerken, daß die Koeffizienten variieren können, und das abgeschätzte AVD_C kann vom tatsächlich optimalen AVD_C um etwa 20 Prozent abweichen, es ergibt sich trotzdem eine nahezu optimale Leistungsfähigkeit innerhalb 80 Prozent der maximalen Kontraktionsfähigkeit. Die Koeffizienten können auch in Abhängigkeit von der Anzahl der in der Kalibrierstufe genommenen Proben leicht variieren. Die hier präsentierten Koeffizienten können daher variieren, ohne von der vorliegenden Erfindung abzuweichen.
Der Fachmann erkennt, daß zum Erzeugen von anderen Anpassungen an die Daten auch andere Methoden verwendet werden können, ohne vom Umfang der vorliegenden Erfindung abzuweichen.
Bei einer Ausführungsform erfolgen die Messungen der P-Welle und von Q* mit einer Elektrode im rechten Atrium und einer Elektrode im linken Ventrikel. Zum Erfassen der P-Welle und Messen der Zeitspanne zwischen dem Auftreten der erfaßten P-Welle und einem erfaßten Q*-Ereignis wird ein programmierbarer Impulsgenerator verwendet. Das Q*-Ereignis wird durch eine Elektronikschaltung im Impulsgenerator festgestellt, die die erforderlichen Steigungs- und Vergleichsoperationen zum Bestimmen von Q* ausführt. Nach dem Bestimmen eines PQ*-Zeitintervalls wird mit einer der hier beschriebenen Aus führungsformen und deren Äquivalenten AVD_C bestimmt. Nach der Bestimmung von AVD_C kann dieses im nächsten Stimulationsintervall dazu verwendet werden, auf der Basis des PQ*-Zeitintervalls eine optimale atrioventrikulare Verzögerung festzulegen.
Mit im wesentlichen dem gleichen Ergebnis und einem anderen Satz von Parametern K1 und K2 kann das Q*-Ereignis auch anders definiert werden. Anstelle von Q* kann jedes elektrische Signalereignis verwendet werden, das eine vorhersagbare Beziehung zum Beginn der intrinsischen LV-Aktionsstromkurve aufweist. Zum Beispiel kann in einer Ausführungsform der Beginn der RV-Aktionsstromkurve anstelle von Q* verwendet werden. In einer anderen Ausführungsform kann das Q* in einem Oberflächen-EKG durch den Beginn des signalgemittelten QRS-Komplexes gemessen werden. Auch können Informationen von mehr als einer Zuleitung verwendet werden, Q* genauer zu bestimmen.
PR-Messung und Zuordnung
In einer anderen Ausführungsform wird die R-Wellen-Spitze verwendet, die die größte Spitze des QRS-Komplexes einer intrinsischen LV-Aktionsstromkurve ist, da sie eine voraussagbare Beziehung zu der Abgabe einer zeitlich optimalen ventrikularen Stimulation für eine maximale Kontraktionsfähigkeit aufweist. Insbesondere kann die lineare zeitliche Beziehung für die optimale atrioventrikulare Verzögerung für eine optimale Druckänderung im linken Ventrikel während der Systole aus dem PR-Intervall abgeleitet werden. In diesem Fall ist die Gleichung AVD_C = N1PR – N2, wobei AVD_C für die Stimulation des LV steht und PR das Zeitintervall von der rechten atrialen Erfassungsmarkierung bis zur größten Spitze des QRS-Komplexes der intrinsischen LV-Aktionsstromkurve ist. In einer Ausführungsform werden die Koeffizienten N1 und N2 durch Abbilden des PR-Zeitintervalls auf das optimale AVD_C für eine Anzahl von Patienten für eine optimale Druckänderung im linken Ventrikel während der Systole bestimmt. In einer Studie mit 13 Patienten war der Koeffizient N1 gleich 0,82 und der Koeffizient N2 gleich 112 Millisekunden. Die Gleichung für diese Kalibrierung ist AVD_C = 0,82 PR – 112 Millisekunden. Die Koeffizienten können variieren, und das abgeschätzte AVD_C kann vom tatsächlich optimalen AVD_C um etwa 20 Prozent abweichen, es ergibt sich trotzdem eine nahezu optimale Leistungsfähigkeit innerhalb 80 Prozent der maximalen Kontraktionsfähigkeit. Die Koeffizienten können auch in Abhängigkeit von der Anzahl der in der Kalibrierstufe genommenen Proben leicht variieren. Die hier präsentierten Koeffizienten können daher variieren, ohne von der vorliegenden Erfindung abzuweichen.
In einer anderen Ausführungsform wird angenommen, daß der Koeffizient N1 gleich Eins ist und die PR-AVD_C-Daten gemittelt werden, um eine lineare Abhängigkeit mit einem Offset gleich N2 zu erhalten. Diese Ausführungsform ermöglicht eine leichtere Berechnung, da eine Subtraktion weniger prozessorintensiv ist als eine Multiplikation mit Gleitkommazahlen. Es geht dabei jedoch etwas von der Genauigkeit für die Annäherung verloren. Mit den Daten der obigen Studie ergibt sich zum Beispiel AVD_C = PR – 159 Millisekunden. In einer Ausführungsform wird das R-Wellen-Signal durch Erfassen der größ ten Spitze des QRS-Komplexes der intrinsischen LV-Aktionsstromkurve gemessen. Zum Bestimmen des PR-Zeitintervalls und damit der optimalen atrioventrikularen Verzögerung für die optimale linksventrikuläre Druckänderung während der Systole werden daher elektrische Signale verwendet. Die Koeffizienten N1 und N2 werden zu Beginn in einer Kalibrierstufe ermittelt, was heißt, daß spätere Messungen bei dieser Ausführungsform automatisch beim Erfassen des PR-Zeitintervalls das optimale AVD_C ergeben. Die Variablen N1 und N2 können sich im Wert ändern, ohne von der hier vorliegenden Lehre abzuweichen.
Für die Messung können auch andere Merkmale des QRS-Komplexes verwendet werden. Wie angegeben können diese Ereignisse verwendet werden, solange sie eine voraussagbare zeitliche Beziehung zu der abgegebenen Stimulation für eine optimale Kontraktionsfähigkeit aufweisen. Die Koeffizienten können variieren, und das abgeschätzte AVD_C kann vom tatsächlich optimalen AVD_C um etwa 20 Prozent abweichen, es ergibt sich trotzdem eine nahezu optimale Leistungsfähigkeit innerhalb 80 Prozent der maximalen Kontraktionsfähigkeit. Die Koeffizienten können auch in Abhängigkeit von der Anzahl der in der Kalibrierstufe genommenen Proben leicht variieren. Die hier präsentierten Koeffizienten können daher variieren, ohne von der vorliegenden Erfindung abzuweichen.
PY-Messungen und Zuordnung
In einer anderen Ausführungsform wird anstelle eines elektrischen Ereignisses ein mechanisches Ereignis als Bezugspunkt verwendet. In einer Ausführungsform wird der Beginn der intrinsischen LV-Druckentwicklung als mechanisches Ereignis Y bestimmt. Das heißt, daß ein Druckwandler wie ein Mikromanometer Daten über den momentanen Druck im linken Ventrikel übermittelt. Dabei ergibt sich die optimale atrioventrikulare Verzögerung für eine maximale linksventrikuläre Druckänderung während der Systole aus AVD_C = M1PY – M2. In einer Ausführungsform wird ein Mikromanometer im LV plaziert, um die linksventrikuläre Druckänderung während der Systole zu messen. Das PY-Zeitintervall, das Zeitintervall vom Erfassen der P-Welle im rechten Atrium bis zum Beginn der intrinsischen LV-Druckentwicklung, wird den aufgenommenen AVD_C-Werten für die maximale linksventrikuläre Druckänderung während der Systole zugeordnet. Diese Zuordnung wird aufgezeichnet und eine lineare Regression durchgeführt, um die Koeffizienten M1 und M2 zu bestimmen. In einer Studie ist M1 gleich 0,96 und M2 gleich 139 Millisekunden. In dieser Studie ist daher AVD_C = 0,96 PY – 139 Millisekunden. Die Koeffizienten können variieren, und das abgeschätzte AVD_C kann vom tatsächlich optimalen AVD_C um etwa 20 Prozent abweichen, es ergibt sich trotzdem eine nahezu optimale Leistungsfähigkeit innerhalb 80 Prozent der maximalen Kontraktionsfähigkeit. Die Koeffizienten können auch in Abhängigkeit von der Anzahl der in der Kalibrierstufe genommenen Proben leicht variieren. Die hier präsentierten Koeffizienten können daher variieren, ohne von der vorliegenden Erfindung abzuweichen.
In einer anderen Ausführungsform wird angenommen, daß der Koeffizient M 1 gleich Eins ist. Die PY-AVD_C-Paare werden dann dazu verwendet, eine lineare Zuordnung für AVD_C = PY – N_a zu bestimmen, wobei N_a die gemittelte Offsetverzögerung für die genommenen Proben ist. In einer Ausführungsform ist AVD_C = PY – 150 Millisekunden. Diese Ausführungsform ermöglicht eine leichtere Berechnung, da eine Subtraktion weniger prozessorintensiv ist als eine Multiplikation mit Gleitkommazahlen. Es geht dabei jedoch etwas von der Genauigkeit für die Annäherung verloren. Die Koeffizienten können variieren, und das abgeschätzte AVD_C kann vom tatsächlich optimalen AVD_C um etwa 20 Prozent abweichen, es ergibt sich trotzdem eine nahezu optimale Leistungsfähigkeit innerhalb 80 Prozent der maximalen Kontraktionsfähigkeit. Die Koeffizienten können auch in Abhängigkeit von der Anzahl der in der Kalibrierstufe genommenen Proben leicht variieren. Die hier präsentierten Koeffizienten können daher variieren, ohne von der vorliegenden Erfindung abzuweichen.
Es können auch andere mechanische Ereignisse verwendet werden, solange sie bezüglich des Y-Ereignisses relativ voraussagbar sind. Die Y-Ereignisse können aus Signalen ausgewählt werden, die, ohne darauf beschränkt zu sein, den ventrikulären Druck, ein Herz-Phonogramm, akustische Herzsignale (wie solche, die mit einem Beschleunigungsmesser innerhalb oder außerhalb einer implantierbaren Vorrichtung aufgenommen werden), Doppleraufzeichnungen der atrioventrikularen Klappenbewegung, und M-Modus-, 2D- oder 3D-Echoabbildungen der Ventrikelwandbewegung umfassen.
Optimierung des Schlagvolumens mittels der atrioventrikularen Verzögerung
Das Schlagvolumen steht mit dem Pulsdruck in Beziehung. Die Erfinder haben festgestellt, daß es für einen maximalen Pulsdruck (Schlagvolumen) eine voraussagbare zeitliche Beziehung zwischen einem optimal abgegebenen ventrikularen Impuls V und die Spitze der linksatrialen Systole X gibt. Die optimale atrioventrikulare Verzögerung für einen maximalen Pulsdruck, AVD_C, wird daher durch Messung des PX-Zeitintervalls bestimmt, wie es in der 4E gezeigt ist.
In einer Ausführungsform wird das Schlagvolumen dadurch optimiert, daß die atrioventikuläre Verzögerung AVD_S für den maximalen Aorta-Pulsdruck bestimmt wird. In einer Ausführungsform wird das X-Ereignis durch Plazieren eines Druckerfassungskatheters im LA gemessen. In einer anderen Ausführungsform wird das X-Ereignis durch Messen des LV-Drucks erfaßt, da die LA-Kontraktion in der LV-Druckkurve durch eine vorsystolische Komponente zu sehen ist. Die Spitze der LA-Systole ist das Gleiche wie der vorsystolische Druck in der LV-Druckkurve. Das Zeitintervall zwischen P und der vorsystolischen Komponente des LV-Drucks ergibt eine lineare Gleichung. Um die lineare Zuordnung von PX auf AVD_S zu erzeugen, werden durch Messen des maximalen Aorta-Pulsdrucks für verschiedene PX einige PX-AVD_S-Paare erzeugt. Die lineare Beziehung wird ausgedrückt durch AVD_S = M3PX – M4 Millisekunden. In einer Ausführungsform wurde eine Kalibrierprozedur ausgeführt, um eine Anzahl von PX-AVD_S-Paaren zu erzeugen, die abgebildet werden, und es wurde eine Anpassung für die beste Linie durchgeführt, um M3 und M4 zu bestimmen. In einer Ausführungsform ist M1 gleich 1,22 und M2 gleich 132 Millisekunden. Die AVD_S-Beziehung ist daher AVD_S = 1,22 PX – 132 Millisekunden. Die Koeffizienten können variieren, und das abgeschätzte AVD_S kann vom tatsächlich optimalen AVD_S um etwa 20 Prozent abweichen, es ergibt sich trotzdem eine nahezu optimale Leistungsfähigkeit für das maximale Schlagvolumen. Die Koeffizienten können auch in Abhängigkeit von der Anzahl der in der Kalibrierstufe genommenen Proben leicht variieren. Die hier präsentierten Koeffizienten können daher variieren, ohne von der vorliegenden Erfindung abzuweichen.
In einer Ausführungsform wird das P-Wellen-Ereignis unter Verwendung einer Schwellenwerterfassung gemessen, wobei die P-Welle bei 20% der maximalen P-Wellen-Amplitude festgelegt wird. Es können auch andere Erfassungsmethoden für die P-Welle verwendet werden, ohne das vorliegende System zu verlassen. Das X-Ereignis kann auf verschiedene Arten bestimmt werden, einschließlich, ohne darauf beschränkt zu sein, einer Lokalisierung des Punktes für den maximalen Atrialdruck, Dopplermessungen und S4-Komponenten von Beschleunigungsmessungen.
Innerhalb des vorliegenden Systems sind auch andere Ausführungsformen mit anderen Werten für M3 und M4 möglich. Es können auch andere Markierungen verwendet werden, die mit dem PX-Zeitintervall in der einen Ausführungsform direkt in Beziehung stehen.
Im vorliegenden System kann jedes Ereignis, das hinsichtlich dem zeitlich optimal liegenden V-Stimulationssignal (Stimulation mit AVD_S) relativ konstant ist, als voraussagbares Ereignis verwendet werden. Ein relativ konstantes Ereignis ist eines, dessen Abweichung vom Gesamtmittel weniger als 20 ms oder 25 Prozent beträgt, was immer der kleinere Wert ist. Es können daher auch andere Ausführungsformen mit hier nicht ausdrücklich erwähnten Ereignissen verwendet werden, ohne vom vorliegenden System abzuweichen.
Auswahl der atrioventrikularen Verzögerung für eine verbesserte Kontraktionsfähigkeit und ein verbessertes Schlagvolumen
In Abhängigkeit vom Zustand des Herzens und seinen Störungen kann die optimale atrioventrikulare Verzögerung für eine maximale Kontraktionsfähigkeit insbesondere ein nicht optimales Schlagvolumen ergeben. Gleichermaßen kann eine optimale atrioventrikulare Verzögerung für ein maximales Schlagvolumen eine nicht optimale Kontraktionsfähigkeit ergeben. Um einen Kompromiß für eine näherungsweise optimale atrioventrikulare Verzögerung AVD_S für sowohl die Kontraktionsfähigkeit als auch das Schlagvolumen zu erhalten, sollte diese Verzögerung eine nahezu optimale Kontraktionsfähigkeit und ein nahezu optimales Schlagvolumen ergeben. Die Erfinder des vorliegenden Systems haben eine Beziehung für einen Kompromiß zwischen der optimalen Kontraktionsfähigkeit und dem optimalen Schlagvolumen abgeleitet. In einer Ausführungsform ist die optimierte atrioventrikulare Verzögerung AVD_S eine lineare Beziehung für das PR-Zeitintervall, die ausgedrückt wird durch AVD_S = K3PR_m – K4 Millisekunden. PR_m ist das Zeitintervall von der rechten atrialen Erfassungsmarkierung P bis zur rechten ventrikulären Erfassungsmarkierung R_m. In einer Ausführungsform wird das Kompromiß-AVD_CS durch Bestimmen von AVD_C und AVD_S für eine Anzahl von PR-Werten und für eine Anzahl von Patienten erhalten. Eine lineare Regression ergibt dann die beste Linienanpassung für sowohl die Kontraktionsfähigkeit als auch das Schlagvolumen. In einer Ausführungsform ist AVD_CS gleich 0,5 PR_m – 15 Millisekunden, wobei AVD_CS für das Stimulieren wenigstens eines Ventrikels steht und wobei das Zeitintervall PR_m von der rechten atrialen Erfassungsmarkierung P bis zur rechtsventrikulären Erfassungsmarkierung R_m gemessen wird. In dieser Ausführungsform ergibt diese atrioventrikulare Verzögerung eine linksventrikuläre Druckänderung innerhalb 90% der optimalen linksventrikulären Druckänderung während der Systole. Außerdem ergibt diese Ausführungsform einen Aorta-Pulsdruck, der bei 80% des optimalen Aorta-Pulsdrucks liegt. Die Koeffizienten können variieren und trotzdem eine akzeptable Näherung für AVD_CS sein. Zum Beispiel kann bei einer Ausführungsform K3 im Bereich von 0,4 bis 0,6 und K2 im Bereich von 0 bis 30 ms liegen. Das vorliegende System bietet daher bei der Auswahl der Koeffizienten viel Flexibilität. Die präsentierten Koeffizienten sind nur beispielhaft und nicht ausschließlich.
In einer Ausführungsform wird ein linksventrikuläres Ereignis dazu verwendet, ein Zeitintervall für die Berechnung von AVD_CS zu erhalten. In einem Fall ist das LV-Ereignis die LV-R-Welle. Für das Ereignis kann auch das Markierungssignal für die LV-R-Welle verwendet werden. Bei dem vorliegenden System kann jedes Ereignis als voraussagbares Ereignis verwendet werden, das hinsichtlich einem nahezu optimal zeitlich abgestimmten Stimulationssignal V relativ konstant ist. Ein relativ konstantes Ereignis ist eines, dessen Abweichung vom Gesamtmittel weniger als 20 ms oder 25 Prozent beträgt, was immer der kleinere Wert ist. Es können daher auch andere Ausführungsformen mit hier nicht ausdrücklich erwähnten Ereignissen verwendet werden, ohne vom vorliegenden System abzuweichen.
In einer Ausführungsform wird die linksventrikuläre R-Welle dazu verwendet, die Beziehung zwischen dem PR-Intervall (dem Zeitintervall zwischen einem P-Ereignis und einem R-Ereignis) und AVD_CS abzuleiten. An einem bestimmten Patienten wird das intrinsische PR-Intervall gemessen. Außerdem erfolgt bei der Stimulation des Patienten ein Durchlauf durch eine Reihe von atrioventrikularen Verzögerungen. Für jeden Wert der atrioventrikularen Verzögerung wird LV +dp/dt und der Pulsdruck gemessen. Die LV +dp/dt-Daten werden gegen die normalisierten Werte der atrioventrikularen Verzögerung aufgetragen. Auch der Pulsdruck wird gegen die normalisierten Werte der atrioventrikularen Verzögerung aufgetragen. In einer Ausführungsform wird die atrioventrikulare Verzögerung durch PR – 30 Millisekunden geteilt, um die Verzögerung zu normalisieren. Die Tests werden an einer Anzahl von Patienten durchgeführt und die normalisierten Plots aufgetragen. Dann erfolgt eine Mittelung der verschiedenen LV +dp/dt-Werte gegen die normalisierten Daten der atrioventrikularen Verzögerung. Auch erfolgt eine Mittelung der Pulsdruckdaten gegen die normalisierten Daten der atrioventrikularen Verzögerung. Die atrioventrikulare Verzögerung (der normalisierte Wert davon) am Scheitelpunkt der LV +dp/dt-Kurve wird als die optimale gemittelte atrioventrikulare Verzögerung verwendet. Es wird auch der Scheitelpunkt der Pulsdruckkurve ermittelt. In einem Beispiel betrug die optimale gemittelte normalisierte atrioventrikulare Verzögerung für beide Kurven etwa das 0,50-fache des normalisierten PR-Zeitintervalls oder 0,50(PR – 30) Millisekunden.
In einer Studie wurden die Daten bei einer Reihe von intermittierenden Stimulationen (5 Stimulationsimpulse alle 15 Sinusschläge) von einer von drei Stellen (RV, LV und BV) bei einer von fünf AV-Verzögerungen (gleichmäßig beabstandet zwischen 0 ms und PR – 30 ms) aufgenommen. In zufälliger Reihenfolge wurde jede Kombination Stimulationsstelle/AV-Verzögerung fünfmal wiederholt. Von den Ventrikeln wurden die Druckdaten und die Aktionsstromkurve aufgezeichnet. Schlag für Schlag wurden vom LV und dem Aortadruck LV +dp/dt sowie PP gemessen. Für jeden stimulierten Schlag wurden die Werte von LV +dp/dt und PP mit der vorangehenden gemittelten Sinus-Grundlinie für sechs Schläge verglichen. Dann wurde die Reaktion auf die Stimulationskonfiguration gemittelt. Um die gewünschten Informationen zu erhalten, können jedoch auch andere Messungen durchgeführt werden.
Umschaltbare Stimulationstherapien
Jede der hier vorgestellten Lehren kann bei einer Vielzahl von Vorrichtungen für das Herz angewendet werden, etwa bei implantieren Stimulationsvorrichtungen, wie sie in den 5B bis 5E gezeigt sind. In einer Ausführungsform umfaßt die implantierbare Vorrichtung auch eine Einrichtung zum Verändern der ventrikularen Stimulation, um die maximale Kontraktionsfähigkeit, das maximale Schlagvolumen oder einen Kompromiß mit einer nahezu optimalen Kontraktionsfähigkeit und einem nahezu optimalen Schlagvolumen zu erhalten. Bei einer solchen Ausführungsform umfaßt das Stimulationssystem die Verwendung aller verschiedenen optimalen atrioventrikularen Verzögerungen, um die Therapie für den Herzpatienten einzustellen. In einer Ausführungsform wird AVD_CS als Ausgangswert für die Verzögerung der atrioventrikularen Stimulation verwendet, der dann in Abhängigkeit von der jeweils erforderlichen Therapie aufrecht erhalten oder modifiziert wird. Zum Beispiel beginnt bei einer Ausführungsform des Systems die Stimulation mit einer atrioventrikularen Verzögerung, die gleich AVD_CS ist. Wenn dann später eine optimale Kontraktionsfähigkeit erforderlich ist, wird die atrioventrikulare Verzögerung auf AVD_CS geändert. Wenn eine optimale Kontraktionsfähigkeit erforderlich ist, wird die atrioventrikulare Verzögerung auf AVD_CS geändert. Es sind auch andere Variationen und Kombinationen möglich, ohne von der vorliegenden Erfindung abzuweichen. Das Umschalten zwischen den Stimulationstherapien kann auch durch eine externe Anweisung erfolgen, etwa durch einen Programmierer, oder durch eine interne Software für die Auswahl der geeigneten Therapie. Es sind auch andere Arten des Umschaltens zwischen Therapien denkbar, die nicht vom vorliegenden System abweichen.
Experimentelle Feststellungen
In der 5F sind die Elektrokardiogrammkurven des linksventrikulären QRS-Komplexes 200 von Patienten mit einem kongestiven Herzfehler (CHF) dargestellt. Die QRS-Komplexe 200 wurden epikardial an den freien Wandbereichen des linken Ventrikels der Patienten aufgezeichnet. Die 5F zeigt die QRS-Komplexe 200 mit ausgerichteten Scheitelwerten oder maximalen Auslenkungspunkten der R-Punkte 202. Die Daten zeigen ein gleichmäßiges Muster in der elektrischen Depolarisation im linken Ventrikel der CHF-Patienten, da die QRS-Komplexe 200 jeweils eine sehr ähnliche Dauer aufweisen. Es sind auch die an den Patienten erfaßten P-Wellen 204 dargestellt. Das Ausrichten der maximalen Auslenkungspunkte der R-Punkte 202 führt somit dazu, daß das Zeitintervall zwischen der atrialen Erfassung oder den Stimulationsmarkierungen der P-Wellen 204 und dem Beginn 206 des QRS-Komplexes 200 von Patient zu Patient variiert. Da die R-Punkte 202 ausgerichtet sind, folgt daraus, daß das PR-Intervall, das Zeitintervall zwischen dem atrialen Erfassen oder der Stimulationsmarkierung der erfaßten P-Welle 204 und dem maximalen Auslenkungspunkt 202 der erfaßten R-Welle auch von Patient zu Patient variiert.
Die 6 zeigt schematisch ein Elektrokardiogramm 300. Das Elektrokardiogramm 300 umfaßt Anzeichen für kardiale Ereignisse, die während des normalen Herzzyklusses auftreten. In der 6 ist mit 302 die atriale Erfassung oder Stimulationsmarkierung einer P-Welle; mit 304 der Q*-Punkt bzw. der Beginn des QRS-Komplexes; mit 306 das Auftreten eines Q-Punktes, des maximalen Punktes vor dem Beginn des R-Punkts; mit 308 das Auftreten des R-Punktes, des maximalen Auslenkungspunktes des QRS-Komplexes im Sinusrhythmus; mit 310 das Auftreten des S-Punktes, des maximalen Punktes nach dem R-Punkt; und mit 312 der S*-Punkt bezeichnet, dem Ende des QRS-Komplexes. In einer Ausführungsform werden die im Elektrokardiogramm 300 gezeigten kardialen Ereignisse mittels einer implantierbaren Rhythmusverwaltungseinrichtung erfaßt.
Im Elektrokardiogramm 300 ist auch eine Anzahl von Zeitintervallen zwischen den kardialen Ereignissen dargestellt. Das PQ*-Zeitintervall 314 ist das Zeitintervall zwischen einer erfaßten P-Welle 302 und dem Q'-Punkt 304. Das PQ-Zeitintervall 316 ist das Zeitintervall zwischen einer erfaßten P-Welle 302 und einem erfaßten Q-Punkt 306. Das PR-Zeitintervall 318 ist das Zeitintervall zwischen einer erfaßten P-Welle 302 und einem erfaßten R-Punkt 308. Das PS-Zeitintervall 320 ist das Zeitintervall zwischen einer erfaßten P-Welle 302 und einem erfaßten S-Punkt 310. Das PS'-Zeitintervall 322 ist das Zeitintervall zwischen einer erfaßten P-Welle 302 und dem S'-Punkt 312. In einer Ausführungsform nimmt der Mikroprozessor 58 die erfaßte P-Welle und den QRS-Komplex auf und bestimmt die Zeitintervalle zwischen den Wellenteilen des Herzzyklusses. In einer alternativen Ausführungsform erfolgen Oberflächen-EKG-Messungen mittels einer Zwei-Punkt-Zuleitung, aus der die Zeitintervalle zwischen den Wellenteilen des Herzzyklusses bestimmt werden.
Die 7 zeigt ein Flußdiagramm für eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zum Bestimmen eines Modells für das Herz. Das Modell des Herzens wird dann dazu verwendet, ein geschätzt optimales AV-Zeitverzögerungsintervall zu betimmen. Im Schritt 350 wird eine Anzahl von Patienten getestet, wobei den einzelnen Patienten Herzstimulationsimpulse zu einer Ventrikelkammer des Herzens zugeführt werden. Die Herzstimulationsimpulse werden mit einer Anzahl von vorgegebenen AV-Zeitverzögerungsintervallen zugeführt. In einer Ausführungsform werden die AV-Zeitverzögerungsintervalle vom Auftreten der P-Welle des Patienten an gemessen. Für jeden Patienten werden für jedes der getesteten AV-Zeitverzögerungsintervalle die Werte für LV +dp/dt bestimmt und aufgezeichnet. In einer alternativen Ausführungsform wird für jedes der getesteten AV-Zeitverzögerungsintervalle der Aorta-Pulsdruck gemessen und aufgezeichnet. In einer Ausführungsform wurden die Daten an Patienten aufgenommen, die an der linken freien Ventrikelwand mit fünf verschiedenen AV-Zeitverzögerungsintervallen stimuliert wurden, wobei die AV-Zeitverzögerungsintervalle in zufälliger Reihenfolge abgegeben wurden.
In einer Ausführungsform erfolgt dieser Test an Patienten, die alle den gleichen Herzzustand aufweisen. Zum Beispiel sind bei der vorliegenden Ausführungsform die untersuchten Patienten alle CHF-Patienten. Die zum Bestimmen des Modells verwendeten Herzstimulationsimpulse können an viele Stellen im ventrikulären Bereich des Herzens abgegeben werden. In einer Ausführungsform werden die Herzstimulationsimpulse an eine epikardiale Stelle der linken Ventrikelkammer des Patienten abgegeben, etwa wie erwähnt an die linke freie Ventrikelwand. In einer alternativen Ausführungsform werden die Herzstimulationsimpulse an eine endokardiale Stelle neben der linken Ventrikelkammer des Patienten abgegeben. In einer weiteren Ausführungsform werden die Herzstimulationsimpulse an eine endokardiale Stelle in der rechten Ventrikelkammer des Patienten abgegeben. Zum Bestimmen oder Untersuchen der maximalen linksventrikulären systolischen Leistungsfähigkeit können verschiedene Kombinationen der rechtsventrikulären und der linksventrikulären Stimulation verwendet werden.
Während des Testens der vorgegebenen AV-Zeitverzögerungsintervalle werden neben den Herzstimulationsimpulsen an einer Anzahl von Stellen im ventrikulären Bereich des Herzens auch intrinsische Elektrokardiogrammsignale aufgezeichnet. In einer Ausführungsform werden die intrinsischen Elektrokardiogrammsignale epikardial an der linken freien Ventrikelwand aufgezeichnet. In einer Ausführungsform wird das intrinsische Elektrokardiogramm mittels einer Standard-Oberflächen-EKG-Messung mit zwölf Zuleitungen gemessen und aufgenommen. Das Elektrokardiogramm wird offline mit einer speziellen Software digitalisiert (Abtastrate 500 Hz, Auflösung 14 Bit) und analysiert.
Im Schritt 360 werden die Zeiten für das AV-Zeitverzögerungsintervall und die entsprechende linksventrikuläre systolische Leistungsfähigkeit für jeden der Patienten analysiert. Die Daten für jeden Patienten werden analysiert, um das AV-Zeitverzögerungsintervall zu bestimmen, das die maximale linksventrikuläre systolische Leistungsfähigkeit ergibt. Das vorgegebene AV-Zeitverzögerungsintervall, das die maximale linksventrikuläre systolische Leistungsfähigkeit ergibt, wird für jeden Patienten aufgezeichnet und gespeichert, um es bei der Bestimmung des Modells für das Herz zu verwenden. Zusammen mit der AV-Zeitverzögerung, die die maximale linksventrikuläre systolische Leistungsfähigkeit ergibt, werden die Zeitspannen zwischen vorgegebenen Merkmalen der während der Untersuchung aufgezeichneten Elektrokardiogrammsignale bestimmt. In einer Ausführungsform werden die während der Untersuchung aufgezeichneten Elektrokardiogrammsignale dazu verwendet, im Schritt 360 eine Zeitspanne zwischen Merkmalen zu bestimmen.
In einer Ausführungsform wird diese Zeitspanne bestimmt zwischen einem ersten vorgegebenen Merkmal der erfaßten P-Welle und einem zweiten vorgegebenen Merkmal des erfaßten QRS-Komplexes des Herzens des Patienten, das mit dem vorgegebenen AV-Zeitverzögerungsintervall stimuliert wurde, das die maximale linksventrikuläre systolische Leistungsfähigkeit ergibt. In einer Ausführungsform wird diese Zeitspanne aus der atrial erfaßten oder der Stimulationsmarkierung für die erfaßte P-Welle und dem Beginn des erfaßten QRS-Komplexes (Q*-Punkt) aus dem linksventrikulären Elektrokardiogrammsignal abgeleitet. Dieser Wert ist das erwähnte PQ*-Zeitintervall 314. In einer alternativen Ausführungsform wird diese Zeitspanne aus der atrialen Erfassung der Stimulationsmarkierung für die erfaßte P-Welle und dem maximalen Auslenkpunkt des R-Punktes des erfaßten QRS-Komplexes aus dem linksventrikulären Elektrokardiogrammsignal abgeleitet. Dieser Wert ist das erwähnte PR-Zeitintervall 318. In einer anderen Ausführungsform wird die PR-Intervall-Zeitspanne aus dem rechtsventrikulären Elektrokardiogrammsignal abgeleitet. Die Werte aus dem gemessenen PQ'-Zeitintervall 314 und dem gemessenen PR-Zeitintervall 318 aus dem normalen QRS-Komplex werden gemittelt und dann dazu verwendet, das Modell zum Bestimmen des geschätzt optimalen AV-Zeitverzögerungsintervalls abzuleiten. Es gibt auch andere Zeitspannen zwischen Merkmalen, die dazu verwendet werden können, das Modell des Herzens zum Bestimmen des geschätzt optimalen Wertes für das AV-Zeitverzögerungsintervall abzuleiten.
Für die CHF-Patienten werden die Zeitwerte für den Q'-Punkt 304, den Q-Punkt 306, den R-Punkt 308, den S-Punkte 310 und den S'-Punkt 312 aus dem QRS-Komplex bestimmt und das PQ'-Zeitintervall 314, das PQ-Zeitintervall 316, das PR-Zeitintervall 318, das PS-Zeitintervall 320 und das PS'-Zeitintervall 322 berechnet. Dann wird der Mittelwert und die Standardabweichung für das PQ'-Zeitintervall 314, das PQ-Zeitintervall 316, das PR-Zeitintervall 318, das PS-Zeitintervall 320 und das PS'-Zeitintervall 322 berechnet. Gemessene Zeitintervallwerte, die wenigstens eine Standardabweichung vom Mittel entfernt sind, werden entfernt, und die verbleibenden Zeitintervalldatenpunkte werden erneut gemittelt, um schließlich einen endgültigen Mittelwert für das PQ'-Zeitintervall 314, das PQ-Zeitintervall 316, das PR-Zeitintervall 318, das PS-Zeitintervall 320 und das PS'-Zeitintervall 322 zu erhalten.
Im Schritt 370 wird aus der Zeitspanne zwischen Merkmalen und dem vorgegebenen AV-Zeitverzögerungsintervall, das die maximale linksventrikuläre systolische Leistungsfähigkeit ergibt, ein Modell für das Herz abgeleitet. In einer Ausführungsform wird das Modell aus der Beziehung zwischen der Zeitspanne zwischen Merkmalen und dem vorgegebenen AV-Zeitverzögerungsintervall für die Patienten abgeleitet. Eine Möglichkeit zur Bestimmung dieser Beziehung ist die Zuordnung der vorgegebenen AV-Zeitverzögerungsintervalldaten für die Patienten auf die entsprechenden Merkmalszeitspannen in einem kartesischen Koordinatensystem. Auf der Basis der zugeordneten Daten wird ein Modell für das Herz abgeleitet, das dann zum Bestimmen des geschätzt optimalen AV-Zeitverzögerungsintervalls herangezogen wird. In einer Ausführungsform ist das Modell des Herzens zum Bestimmen des geschätzt optimalen AV-Zeitverzögerungsintervalls ein lineares Modell. In einer Ausführungsform wird das Modell in einer elektrischen Stimulationseinrichtung für die Therapie des Herzens verwendet, etwa durch die Abgabe von Stimulationsimpulsen an CHF-Patienten, um deren Herzleistung zu verbessern.
In den 8A, 8B, 8C und 8D sind Graphiken dargestellt, die die Korrelation zwischen Paaren aus dem PQ'-Zeitintervall 314, dem PQ-Zeitintervall 316, dem PR-Zeitintervall 318, dem PS-Zeitintervall 320 und dem PS'-Zeitintervall 322 für CHS-Patienten zeigen. Die Daten von den CHF-Patienten zeigen, daß es zwischen dem PQ'-Zeitintervall 314 und dem PQ-Zeitintervall 316 (8A); dem PR-Zeitintervall 318 und dem PQ-Zeitintervall 316 (8B); und dem PS-Zeitintervall 322 und dem PR-Zeitintervall 318 (8C) eine starke Korrelation gibt. Diese Korrelationen zeigen, daß die Zeitspanne vom Q'-Punkt 304 zum Q-Punkt 306; vom Q-Punkt 306 zum R-Punkt 308 und vom R-Punkt 308 zum S-Punkt 310 nahezu unabhängig sind vom PQ'-Zeitintervall 314, PQ-Zeitintervall 316, PR-Zeitintervall 318, PS-Zeitintervall 320 und PS'-Zeitintervall 322. Mit anderen Worten hat die Stelle der P-Welle 302 nur eine begrenzte Auswirkung auf den Unterschied zwischen dem Q'-Punkt 304, dem Q-Punkt 306, dem R-Punkt 308 und dem S-Punkt 310.
Die Daten der 5F und 8 zeigen, daß das elektrische Aktivierungsmuster für den linken Ventrikel für alle untersuchten Patienten sehr ähnlich ist. Wenn das Herzsignal einmal das Purkinje-Netzwerk und die Ventrikel erreicht hat, was mit dem Beginn des QRS-Komplexes und die Stimulation der Ventrikel zusammenfällt, ist der Rest des Herzzyklusses für alle untersuchten Patienten ähnlich. Auf der Basis dieser Beobachtungen sind bestimmte elektrische Aktivierungsmuster zu finden, die bei allen Patienten ähnlich sind und die zum Erreichen einer optimalen LV-Synchronisierung erforderlich sind. Das Zeitintervall zwischen dem Beginn der elektrischen Aktivierung im LV (durch Q' angezeigt) und die Stimulationsmarkierung kann für alle Patienten bei dem optimalen AV-Zeitverzögerungsintervall für die LV-Synchronisierung ähnlich sein. Unterschiede im optimalen AV-Zeitverzögerungsintervall für die LV-Synchronisierung können daher auf Unterschiede von der P-Welle bis zum Beginn der elektrischen Aktivierung des linken Ventrikels beruhen (d.h. PQ').
In der 9 ist ein kartesisches Koordinatensystem zum Auftragen der vorgegebenen AV-Zeitverzögerungsintervallwerte gegen Merkmalszeitspannen gezeigt. In das Koordinatensystem sind die an jedem der Patienten aufgenommenen tatsächlichen Datenpunkte 400 eingezeichnet. Auf der Basis der in das Koordinatensystem eingezeichneten tatsächlichen Datenpunkte 400 wird ein Modell abgeleitet, das die Datenpunkte 400 repräsentiert. In einer Ausführungsform ist das abgeleitete Modell ein lineares Modell, das mittels einer linearen Regression aus den tatsächlichen Datenpunkten 400 abgeleitet wird. Das lineare Modell wird dann dazu verwendet, im Koordinatensystem eine Trendlinie 410 zu erzeugen. In einer Ausführungsform stellt die Trendlinie 410 die beste Gesamtbeziehung zwischen den tatsächlich optimalen AV-Zeitverzögerungsintervallwerten und den Werten für die Merkmalszeitspannen dar. In einer Ausführungsform ermöglicht es die Modellierung der Daten durch die lineare Regression, die mittlere quadratische Abweichung 420 zwischen den tatsächlichen und den geschätzten AV-Verzögerungen zu minimieren. Je besser die Korrelation zwischen den tatsächlichen Daten und dem Modell für die Datenpunkte ist, um so besser stellt die Trendlinie 410 die Beziehung zwischen den Daten dar.
Die 10 zeigt ein Flußdiagramm für eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Die Herzsignalschaltung im implantierbaren Herzschrittmacher 22 erfaßt das Auftreten der Elektrokardiogrammsignale des Patienten. Im Schritt 500 bestimmt der Mikroprozessor das Zeitintervall zwischen Merkmalen im erfaßten Elektrokardiogrammsignal. In einer Ausführungsform bestimmt der Mikroprozessor das Zeitintervall in den erfaßten P-Wellen und QRS-Komplexen. Im Schritt 510 nutzt der Mikroprozessor das Zeitintervall in einem Modell, etwa einem linearen Modell, um ein geschätzt optimales AV-Zeitverzögerungsintervall zu berechnen. Im Schritt 520 erzeugt dann die Stimulationsausgangsschaltung des implantierbaren Herzschrittmachers 22 einen Stimulationsimpuls auf der Basis des geschätzt optimalen AV-Zeitverzögerungsintervalls, um die linksventrikuläre Kontraktionsfähigkeit (LV +dp/dt) zu verbessern.
In den 11A und 11B sind graphische Darstellungen der Beziehung zwischen den Merkmalszeitspannen in den Elektrokardiogrammsignalen und den vorgegebenen AV-Zeitverzögerungsintervallen, die in den untersuchten Patienten die maximale linksventrikuläre systolische Leistungsfähigkeit (LV dp/dt) ergaben, gezeigt. In diesen Darstellungen werden Modelle erzeugt, die die Beziehung zwischen den Merkmalszeitspannen zu den geschätzt optimalen AV-Zeitverzögerungsintervallen ausdrücken. In einer Ausführungsform stellen die auf den 11A und 11B basierenden Modelle die beste Gesamtbeziehung zwischen den tatsächlich optimalen AV-Zeitverzögerungsintervallen und den Werten des PQ'-Zeitintervalls 314 bzw. des PR-Zeitintervalls 318 dar.
Die 11 zeigt die Korrelation zwischen dem PQ'-Zeitintervall 314 und dem vorgegebenen AV-Zeitverzögerungsintervall für die maximale linksventrikuläre systolische Leistungsfähigkeit. Die Linie 600 in der 11A wurde auf der Basis der dargestellten Datenpunkte mit einer linearen Regression abgeleitet. Da die Linie 600 linear ist, kann das geschätzt optimale AV-Zeitverzögerungsintervall für LV dp/dt als lineare Funktion des PQ'-Zeitintervalls 314 ausgedrückt werden: AVDopt-dP/dt = k1·PQ' – k2 (1),wobei AVD das geschätzt optimale AV-Zeitverzögerungsintervall, k1 ein erster Koeffizient, k2 ein zweiter Koeffizient und PQ* das aus Merkmalen im Elektrokardio grammsignal abgeleitete Zeitintervall ist. In einer Ausführungsform ist PQ* das PQ*-Zeitintervall 314. Der erste Koeffizient und der zweite Koeffizient werden empirisch aus der Zuordnung des Zeitintervalls (in diesem Fall des PQ*-Zeitintervalls) zum optimalen AV-Zeitverzögerungsintervall erhalten.
In einer Ausführungsform wird die Gleichung (1) in der elektronischen Steuerschaltung 50 des implantierbaren Herzschrittmachers 22 dazu verwendet, aus den am Patienten erfaßten Elektrokardiogrammsignalen das geschätzt optimale AV-Zeitverzögerungsintervall zu bestimmen. In einer Ausführungsform wird die Gleichung (1) dazu verwendet, auf der Basis des Elektrokardiogramms des Patienten, das an einer atrialen und einer linksventrikulären Stelle erfaßt wurde, das optimale AV-Zeitverzögerungsintervall zu bestimmen. In einer Ausführungsform erfaßt die Herzsignalschaltung im implantierbaren Herzschrittmacher 22 das Auftreten sowohl der P-Welle als auch Q*-Punkts während des Herzzyklusses des Patienten. Der Mikroprozessor 58 nimmt die erfaßte P-Welle und den Q*-Punkt auf und bestimmt das Zeitintervall zwischen diesen beiden Merkmalen. Das Zeitintervall wird dann in der Gleichung (1) dazu verwendet, das AV-Zeitverzögerungsintervall zu bestimmen. Der implantierbare Herzschrittmacher 22 gibt dann Stimulationsimpulse an wenigstens ein Ventrikel des Herzens des Patienten mit dem berechneten AV-Zeitverzögerungsintervall ab, um den linksventrikulären Ausgabe-Spitzendruck zu erhöhen. In einer Ausführungsform erfolgt die Stimulation an der linksventrikulären Stelle über einen Ventrikelkatheter 26 oder 152. In einer weiteren Ausführungsform werden die Stimulationsimpulse auf der Basis der Gleichung (1) vom implantierbaren Herzschrittmacher anhand der am Patienten erfaßten Elektrokardiogrammsignale in Echtzeit erzeugt.
Wenn zur Bestimmung des geschätzt optimalen AV-Zeitverzögerungsintervalls die Gleichung (1) verwendet wird und die Stimulationsimpulse an eine linksventrikuläre Stelle abgegeben werden, hat der erste Koeffizient k1 in einer Ausführungsform einen Wert von etwa 0,93 und der zweite Koeffizient k2 einen Wert von etwa 55,8. Die Koeffizienten sind jedoch nicht auf diese Werte beschränkt, und es liegt jeder Koeffizient innerhalb des Umfangs der vorliegenden Erfindung, der aus der Beziehung zwischen dem tatsächlich optimalen AV-Zeitverzögerungsintervall und den Merkmalen der Elektrokardiogrammsignale abgeleitet wird.
Die 11B zeigt für eine weitere Ausführungsform die Korrelation zwischen dem PR-Zeitintervall 318 und dem vorgegebenen AV-Zeitverzögerungsintervall für die maximale linksventrikuläre systolische Leistungsfähigkeit. Die Linie 610 der 11B wird auf der Basis der dargestellten Datenpunkte durch eine lineare Regression abgeleitet. Da die Linie 610 linear ist, kann das geschätzt optimale AV-Zeitverzögerungsintervall für LV dp/dt als lineare Funktion des PR-Zeitintervalls 318 ausgedrückt werden: AVDopt-dP/dt = k1·PR – k2 (2), wobei AVD das geschätzt optimale AV-Zeitverzögerungsintervall, k1 der erste Koeffizient, k2 der zweite Koeffizient und PR das aus Merkmalen im Elektrokardiogrammsignal abgeleitete Zeitintervall ist. In einer Ausführungsform ist PR das PR-Zeitintervall 318. Der erste Koeffizient und der zweite Koeffizient werden empirisch aus der Zuordnung des Zeitintervalls (in diesem Fall des PR-Zeitintervalls) zum optimalen AV-Zeitverzögerungsintervall erhalten.
In einer Ausführungsform wird die Gleichung (2) in der elektronischen Steuerschaltung 50 des implantierbaren Herzschrittmachers 22 dazu verwendet, aus den am Patienten erfaßten Elektrokardiogrammsignalen das geschätzt optimale AV-Zeitverzögerungsintervall zu bestimmen. In einer Ausführungsform wird die Gleichung (2) dazu verwendet, auf der Basis des Elektrokardiogramms des Patienten, das an einer atrialen und einer linksventrikulären Stelle erfaßt wird, das optimale AV-Zeitverzögerungsintervall zu bestimmen. Das geschätzt optimale AV-Zeitverzögerungsintervall aus der Gleichung (2) wird dann dazu verwendet, die Abgabe eines Stimulationsimpulses an den linken Ventrikel des Patienten zeitlich festzulegen. In einer Ausführungsform erfolgt die Stimulation an der linksventrikulären Stelle über den Ventrikelkatheter 26 oder 152. In einer weiteren Ausführungsform werden die Stimulationsimpulse auf der Basis der Gleichung (2) vom implantierbaren Herzschrittmacher anhand der am Patienten erfaßten Elektrokardiogrammsignale in Echtzeit erzeugt.
Wenn zur Bestimmung des geschätzt optimalen AV-Zeitverzögerungsintervalls die Gleichung (2) verwendet wird und die Stimulationsimpulse an eine linksventrikuläre Stelle abgegeben werden, hat der erste Koeffizient k1 in einer Ausführungsform einen Wert von etwa 0,82 und der zweite Koeffizient k2 einen Wert von etwa 112,4. Die Koeffizienten sind jedoch nicht auf diese Werte beschränkt, und es liegt jeder Koeffizient innerhalb des Umfangs der vorliegenden Erfindung, der aus der Beziehung zwischen dem tatsächlich optimalen AV-Zeitverzögerungsintervall und den Merkmalen der Elektrokardiogrammsignale abgeleitet wird.
In den 12A und 12B sind die geschätzt optimalen AV-Zeitverzögerungsintervalle als Funktion der tatsächlich optimalen AV-Zeitverzögerungsintervalle dargestellt. Die geschätzt optimalen AV-Zeitverzögerungsintervalle wurden mittels der Gleichung (1) bzw. (2) berechnet, wobei die Zeitunterschiede zwischen den Merkmalen aus den am Patienten erfaßten atrialen und linksventrikulären Elektrokardiogrammen bestimmt wurden.
Die Tabelle 1 zeigt die Unterschiede zwischen dem geschätzt optimalen AV-Zeitverzögerungsintervall, das mittels der Gleichung (1) bestimmt wurde, und dem tatsächlich optimalen AV-Zeitverzögerungsintervall, das sich aus dem PQ*-Zeitintervall 314 ergibt, für eine Reihe von CHF-Patienten. Tabelle 1 Unterschiede zwischen geschätzt und tatsächlich optimalen AV-Zeitverzögerungsintervallen
Mittelwert = 8%, Standardabweichung = 6% Die Tabelle 2 zeigt die Unterschiede zwischen dem geschätzt optimalen AV-Zeitverzögerungsintervall, das mittels der Gleichung (2) bestimmt wurde, und dem tatsächlich optimalen AV-Zeitverzögerungsintervall, das sich aus dem PR-Zeitintervall 318 ergibt, für eine Reihe von CHF-Patienten. Tabelle 2 Unterschiede zwischen geschätzt und tatsächlich optimalen AV-Zeitverzögerungsintervall
Mittelwert = 12%, Standardabweichung = 11% Der erste Koeffizient und der zweite Koeffizient für die Gleichung (1) und die Gleichung (2) werden aus der Linie 430 bzw. der Linie 440 abgeleitet und hängen daher von den Datenpunkten ab, durch die die Linie gezogen wird. Die Empfindlichkeit der Koeffizienten auf eine Änderung in der Größe der Datengruppe wurde untersucht. Zum Erzeugen der Linie 430 in der Darstellung des tatsächlich optimalen AV-Zeitverzögerungsintervalls gegen das PQ'-Zeitintervall 314 und zum Erzeugen der Linie 440 in der Darstellung des tatsächlich optimalen AV-Zeitverzögerungsintervalls gegen das PR-Zeitintervall 318 wurden unterschiedliche Anzahlen von Datenpunkten (d.h. unterschiedliche Patientenzahlen) verwendet. Es wurden dann aus der Gleichung für die Linie 430 in der Darstellung für PQ' und aus der Gleichung für die Linie 440 in der Darstellung für PR die Werte für den ersten Koeffizienten k1 und den zweiten Koeffizienten k2 abgeleitet.
Nach fünf Datenpunkten ändern sich die Werte von k1 und k2 bei der Gleichung (1) nicht mehr wesentlich. Der Wert von k1 oszilliert zwischen 0,904 und 0,974 und der von k2 zwischen 48,3 und 61,9. Andererseits erfahren die Werte von k1 und k2 bei der Gleichung (2) mit ansteigender Anzahl von Datenpunkten eine fortlaufende Verzögerung. Die Werte von k1 und k2 sind somit bei der Gleichung (1) nicht so empfindlich auf die Anzahl Datenpunkte als die Werte von k1 und k2 bei der Gleichung (2). In einer Ausfüh rungsform ist daher das PQ'-Zeitintervall 314, das in der Gleichung (1) verwendet wird, genauer und robuster für die Vorhersage eines optimalen AV-Zeitverzögerungsintervalls als das PR-Zeitintervall 318 in der Gleichung (2). Wenn man den mittleren Unterschied zwischen dem tatsächlichen und dem geschätzt optimalen AV-Zeitverzögerungsintervall der Tabellen 1 und 2 betrachtet, ergibt die Verwendung des PQ'-Zeitintervalls 314 ein genaueres Ergebnis als das PR-Zeitintervall 318. Das PR-Zeitintervall 318 läßt sich jedoch mit einem implantierbaren medizinischen System 20 wie dem erwähnten implantierbaren Herzschrittmacher 22 oder einem implantierbaren Defibrillator leichter messen als das PQ'-Zeitintervall 314.
In einer anderen Ausführungsform wird die Gleichung (2) auch dazu verwendet, das abgeschätzt optimale AV-Zeitverzögerungsintervall zu bestimmen, wenn die Elektrokardiogrammsignale an einer atrialen und wenigstens einer rechtsventrikulären Stelle erfaßt werden. Auf der Basis der Beziehung zwischen der PR-Zeitintervall-Merkmalszeitspanne in den rechtsventrikulären Elektrokardiogrammsignalen und den vorgegebenen AV-Zeitverzögerungsintervallen, die bei den untersuchten Patienten die maximale linksventrikuläre systolische Leistungsfähigkeit (LV dp/dt) ergeben, wurde ein lineares Modell erstellt, das die Form der Gleichung (2) hat. Die Linie, die das lineare Modell darstellt, wurde auf der Basis der aufgezeichneten Datenpunkte durch eine lineare Regression abgeleitet.
In einer Ausführungsform wird die Gleichung (2) in der elektronischen Steuerschaltung 50 des implantierbaren Herzschrittmachers 22 dazu verwendet, aus den am Patienten erfaßten Elektrokardiogrammsignalen das geschätzt optimale AV-Zeitverzögerungsintervall zu bestimmen. In einer Ausführungsform wird die Gleichung (2) dazu verwendet, auf der Basis des Elektrokardiogramms des Patienten, das an einer atrialen und an wenigstens einer rechtsventrikulären Stelle erfaßt wird, das optimale AV-Zeitverzögerungsintervall zu bestimmen. Das geschätzt optimale AV-Zeitverzögerungsintervall aus der Gleichung (2) wird dann dazu verwendet, den Zeitpunkt für die Abgabe eines Stimulationsimpulses an den rechten Ventrikel des Patienten festzulegen. In einer Ausführungsform erfolgt die Stimulation an der rechtsventrikulären Stelle durch den Ventrikelkatheter 100 oder 150. In einer anderen Ausführungsform werden die vom den implantierbaren Herzschrittmacher auf der Basis der Gleichung (2) erzeugten Stimulationsimpulse aus den am Patienten erfaßten Elektrokardiogrammsignalen in Echtzeit erzeugt.
In einer alternativen Ausführungsform wird das mittels der Gleichung (2) bestimmte optimale AV-Verzögerungsintervall dazu verwendet, das Herz an einer linksventrikulären Stelle zu stimulieren. In einer anderen Ausführungsform wird das mittels der Gleichung (2) bestimmte AV-Verzögerungsintervall dazu verwendet, das Herz sowohl an einer rechtsventrikulären als auch an einer linksventrikulären Stelle zu stimulieren. In einer Ausführungsform wird das erwähnte medizinische System 20 dazu verwendet, Stimulationsimpulse wenigstens an den rechten Ventrikel und/oder den linken Ventrikel des Herzens abzugeben.
In einer Ausführungsform hat, wenn die Gleichung (2) dazu verwendet wird, das geschätzt optimale AV-Zeitverzögerungsintervall zu bestimmen und die Stimulationsimpulse zumindest an eine rechtsventrikuläre und eine linksventrikuläre Stelle abgegeben werden, der erste Koeffizient k1 einen Wert von etwa 0,5 und der zweite Koeffizient k2 einen Wert von etwa 30,0. Die Werte für die Koeffizienten sind jedoch nicht auf diese Werte beschränkt, und es liegen alle Werte für die Koeffizienten innerhalb des Umfangs der vorliegenden Erfindung, die aus einer Beziehung zwischen dem tatsächlich optimalen AV-Zeitverzögerungsintervall und Merkmalen in den Elektrokardiogrammsignalen abgeleitet werden.
Schluß
Das vorliegende Stimulationssystem kann in vielen Schrittmachervorrichtungen verwendet werden, einschließlich der implantierbaren Schrittmachervorrichtungen. Das vorliegende System kann für die Stimulation eines oder mehr Ventrikel verwendet werden. Es kann eine Vielzahl von Stimulationselektrodenkonfigurationen verwendet werden, ohne von der vorliegenden Erfindung abzuweichen, einschließlich mehrfacher Stimulationsstellen an einem/den Ventrikel(n), vorausgesetzt, die erforderlichen elektrischen oder mechanischen Ereignisse werden überwacht. Änderungen in den Koeffizienten und der Reihenfolge der angewendeten Verfahren können entsprechend erfolgen, ohne vom Umfang der vorliegenden Erfindung abzuweichen.

Claims

Vorrichtung (20) mit einem programmierbaren Impulsgenerator (22), der ventrikulare Stimulationsimpulse mit einer atrioventrikularen Verzögerung, die aus einem gemessenen Zeitintervall (314, 316, 318, 320, 322) berechnet werden, ausgibt, wobei das gemessene Zeitintervall während eines nicht-stimulierten systolischen Zyklus durch den programmierbaren Impulsgenerator zwischen einem ersten Ereignis (302) in Bezug auf eine Vorhofkontraktion und einem zweiten Ereignis (304, 306, 308, 310, 312) in Bezug auf eine Ventrikelkontraktion gemessen wird, dadurch gekennzeichnet, daß die von dem programmierbaren Impulsgenerator bereitgestellte, berechnete atrioventrikulare Verzögerung als Näherung für eine optimale atrioventrikulare Verzögerung unter Verwendung einer vorbestimmten Zuordnung der Beziehung gemessener Zeitintervalle zu zugehörigen optimalen atrioventrikularen Verzögerungen auf der Grundlage von Testdaten an mehreren Patienten bestimmt wird, wobei die Testdaten jeweils die optimale atrioventrikulare Verzögerung zum Optimieren der ventrikulären Leistung und das zugehörige gemessene Zeitintervall für jeden der mehreren Patienten umfassen.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die optimale atrioventrikulare Verzögerung die optimale atrioventrikulare Verzögerung AVD_C für einen maximalen Spitzenwert der positiven Druckänderung der linken Herzkammer während der Systole ist.
Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei das erste elektrische Ereignis eine P-Welle, das zweite elektrische Ereignis der Beginn (Q*) eines QRS-Komplexes und das gemessene Zeitintervall das Intervall PQ* zwischen der P-Welle und dem Beginn des QRS-Komplexes ist.
Vorrichtung nach Anspruch 3, wobei AVD_C aus der linearen Gleichung AVDC = K1(PQ*) – K2berechnet wird.
Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei K1 etwa 0,94 und K2 etwa 55,7 Millisekunden ist.
Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei K1 etwa 1,0 und K2 etwa 67 Millisekunden ist.
Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei das Intervall PQ* unter Verwendung des programmierbaren Impulsgenerators mit einer Elektrode im rechten Vorhof und einer Elektrode zum Messen von Signalen an der linken Herzkammer gemessen wird.
Vorrichtung nach Anspruch 7, wobei die P-Welle erfaßt wird, wenn sie 20 Prozent der maximalen P-Wellen-Amplitude im rechten Vorhof erreicht.
Vorrichtung nach Anspruch 7, mit einem Tiefpaßfilter zum Erfassen des Beginns des QRS-Komplexes.
Vorrichtung nach Anspruch 9, wobei der Beginn des QRS-Komplexes erfaßt wird, wenn die Steigung der Q-Welle 2 Prozent des maximalen Absolutwerts der Q-Wellen-Steigung erreicht.
Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei das Intervall PQ* unter Verwendung eines Oberflächen-Elektrokardiogramms gemessen wird.
Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei das erste elektrische Ereignis eine P-Welle, das zweite elektrische Ereignis der Spitzenwert einer R-Welle und das gemessene Zeitintervall das Intervall PR zwischen der P-Welle und dem Spitzenwert der R-Welle ist.
Vorrichtung nach Anspruch 12, wobei AVD_C aus der linearen Gleichung AVDC = N1(PR) – N2berechnet wird.
Vorrichtung nach Anspruch 13, wobei N1 etwa 0,82 und N2 etwa 112 Millisekunden ist.
Vorrichtung nach Anspruch 13, wobei N1 etwa 1,0 und N2 etwa 159 Millisekunden ist.
Vorrichtung nach Anspruch 13, wobei PR unter Verwendung des programmierbaren Impulsgenerators mit einer Elektrode im rechten Vorhof und einer Elektrode zum Messen von Signalen an der linken Herzkammer gemessen wird.
Vorrichtung nach Anspruch 16, wobei eine P-Welle erfaßt wird, wenn sie 20 Prozent der maximalen P-Wellen-Amplitude im rechten Vorhof erreicht.
Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei das erste elektrische Ereignis eine P-Welle, das zweite elektrische Ereignis ein elektrisches Signal Y, das das Einsetzen des Ventrikeldrucks während der Systole signalisiert, und das gemessene Zeitintervall das Intervall PY zwischen der P-Welle und dem elektrischen Signal Y ist.
Vorrichtung nach Anspruch 18, wobei AVD_C aus der linearen Gleichung AVDC = M1(PY) – M2berechnet wird.
Vorrichtung nach Anspruch 19, wobei M1 etwa 0,96 und M2 etwa 139 Millisekunden ist.
Vorrichtung nach Anspruch 19, wobei M1 etwa 1,0 und M2 etwa 150 Millisekunden ist.
Vorrichtung nach Anspruch 18, wobei PY unter Verwendung des programmierbaren Impulsgenerators mit einer Elektrode im rechten Vorhof und einem Mikrodruckmesser in der linken Herzkammer gemessen wird.
Vorrichtung nach Anspruch 22, wobei eine P-Welle erfaßt wird, wenn sie 20 Prozent der maximalen P-Wellen-Amplitude im rechten Vorhof erreicht.
Vorrichtung nach Anspruch 18, wobei das elektrische Signal Y mittels eines Kardiophonogramms erzeugt wird.
Vorrichtung nach Anspruch 18, wobei das elektrische Signal Y mittels eines Beschleunigungsmessers erzeugt wird.
Vorrichtung nach Anspruch 18, wobei das elektrische Signal Y durch eine Doppleraufzeichnung erzeugt wird.
Vorrichtung nach Anspruch 18, wobei das elektrische Signal Y von einer Echoabbildungseinrichtung erzeugt wird.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die gewünschte atrioventrikulare Verzögerung eine atrioventrikulare Verzögerung AVD_CS umfaßt, die eine annähernd optimale atrioventrikulare Verzögerung sowohl hinsichtlich der Kontraktionsfähigkeit als auch des Schlagvolumens erzeugt, berechnet durch den programmierbaren Impulsgenerator aus einer vorbestimmten Zuordnung der Beziehung des gemessenen Zeitintervalls zu einer nahezu optimalen atrioventrikularen Verzögerung für einen maximalen Spitzenwert der positiven Druckänderung in der linken Herzkammer während der Systole und der Beziehung des Pulsdrucks zu normalisierten atrioventrikularen Verzögerungen.
Vorrichtung nach Anspruch 28, wobei das erste elektrische Ereignis eine P-Welle, das zweite elektrische Ereignis eine rechtsventrikuläre Erfassungsmarkierung R_m und das gemessene Zeitintervall das Intervall PR_m zwischen der P-Welle und der Markierung R_m ist.
Vorrichtung nach Anspruch 29, wobei die atrioventrikulare Verzögerung AVD_CS aus der linearen Gleichung AVDCS = K3PRm – K4 Millisekundenberechnet wird.
Vorrichtung nach Anspruch 30, wobei K3 0,5 und K4 15 Millisekunden ist.
Vorrichtung nach Anspruch 30, wobei K3 im Bereich von 0,4 bis 0,6 und K4 im Bereich von 0 bis 30 Millisekunden liegt.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die optimale atrioventrikulare Verzögerung eine atrioventrikulare Verzögerung AVD_S für einen maximalen Pulsdruck umfaßt, die durch den programmierbaren Impulsgenerator aus einer vorbestimmten Zuordnung der Beziehung des gemessenen Zeitintervalls zu der optimalen atrioventrikularen Verzögerung für den maximalen Spitzenwert der positiven Druckänderung der linken Herzkammer während der Systole berechnet wird, um eine Näherung für die atrioventrikulare Verzögerung zum Stimulieren der Herzkammer mit einem optimalen Schlagvolumen zu erhalten.
Vorrichtung nach Anspruch 33, wobei das erste Ereignis P eine P-Welle, das zweite elektrische Ereignis ein Pulsdruckereignis X und das gemessene Zeitintervall das Intervall PX zwischen der P-Welle und dem Pulsdruckereignis X ist.
Vorrichtung nach Anspruch 34, wobei die atrioventrikulare Verzögerung AVD_S aus der linearen Gleichung AVDS = K3PX – K4 Millisekundenberechnet wird.
Vorrichtung nach Anspruch 35, wobei K3 1,22 und K4 132 Millisekunden ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der programmierbare Impulsgenerator einen elektrischen Ereignissensor umfaßt, der ein Signal überwacht, das die ventrikuläre elektrische Aktivität darstellt, wobei der programmierbare Impulsgenerator ein ventrikuläres elektrisches Ereignis Z bestimmt, das ein annähernd konstantes Zeitverhältnis zur Abgabe der Ventrikelstimulation aufweist, die den Spitzenwert der positiven Druckänderung der Herzkammer maximiert, und einen Stimulationspuls mit zeitlichem Bezug zum Ereignis Z liefert.
Vorrichtung nach Anspruch 37, wobei das die ventrikuläre elektrische Aktivität darstellende Signal ein intrakardiales Elektrogramm umfaßt, das endokardial oder epikardial an einer Herzkammer aufgezeichnet wurde.
Vorrichtung nach Anspruch 37, wobei das die ventrikuläre elektrische Aktivität darstellende Signal ein 12-Leitungs-Oberflächen-EKG umfaßt.
Vorrichtung nach Anspruch 37, wobei das Ereignis der Beginn Q* eines QRS-Komplexes ist.
Vorrichtung nach Anspruch 37, wobei das Ereignis ein Markierungssignal darstellt, das durch eine externe oder implantierbare Vorrichtung geliefert wird.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der programmierbare Impulsgenerator einen elektrischen Ereignissensor umfaßt, der ein Signal überwacht, das die mechanische Vorhofaktivität darstellt, wobei der programmierbare Impulsgenerator ein mechanisches Vorhofereignis X bestimmt, das eine konstante Zeitbeziehung zum Spitzenwert der Vorhofsystole aufweist, und einen Stimulationsimpuls mit zeitlichem Bezug zum Ereignis X liefert.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der programmierbare Impulsgenerator umschaltet zwischen der Ausgabe von ventrikularen Stimulationsimpulsen zum Maximieren der Kontraktionsfähigkeit unter Verwendung einer atrioventrikularen Verzögerung AVD_C für den maximalen Spitzenwert der positiven LV-Druckänderung während der Systole; der Ausgabe von ventrikularen Stimulationsimpulsen zum Maximieren des Schlagvolumens unter Verwendung der atrioventrikularen Verzögerung AVD_S für den maximalen Pulsdruck; und der Ausgabe von ventrikularen Stimulationsimpulsen zur näherungsweisen Optimierung der Kontraktionsfähigkeit und des Schlagvolumens unter Verwendung der atrioventrikularen Verzögerung AVD_CS zum Abgleichen des positiven Spitzenwerts der LV-Druckänderung während der Systole.
Vorrichtung nach Anspruch 43, wobei die atrioventrikulare Verzögerung AVD_C aus der linearen Gleichung AVDC = K1 (PQ*) – K2berechnet wird, wobei PQ* das gemessene Zeitintervall zwischen einer P-Welle und dem Beginn eines QRS-Komplexes darstellt und die Konstanten K1 und K2 aus Testdaten von mehreren Patienten hergeleitet werden.
Vorrichtung nach Anspruch 43, wobei die atrioventrikulare Verzögerung AVD_C aus der linearen Gleichung AVDC = N 1 (PR) – N2berechnet wird, wobei PR das gemessene Zeitintervall zwischen einer P-Welle und einer R-Welle darstellt und die Konstanten N 1 und N2 aus Testdaten von mehreren Patienten hergeleitet werden.
Vorrichtung nach Anspruch 43, wobei die atrioventrikulare Verzögerung AVD_C aus der linearen Gleichung AVDC = M1(PY) – M2berechnet wird, wobei PY das gemessene Zeitintervall zwischen einer P-Welle und dem Einsetzen des Ventrikeldrucks während der Systole darstellt und die Konstanten M1 und M2 aus Testdaten von mehreren Patienten hergeleitet werden.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 43 bis 46, wobei die atrioventrikulare Verzögerung AVD_S aus der linearen Gleichung AVDS = K3(PX) – K4berechnet wird, wobei PX das gemessene Zeitintervall zwischen einer P-Welle und dem Pulsdruck darstellt und die Konstanten K3 und K4 aus Testdaten von mehreren Patienten hergeleitet werden.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 43 bis 47, wobei die atrioventrikulare Verzögerung AVD_CS aus der linearen Gleichung AVDCS = K3(PRm) – K4berechnet wird, wobei PR_m das gemessene Zeitintervall zwischen einer P-Welle und einer rechtsventrikulären Erfassungsmarkierung darstellt und die Konstanten K3 und K4 aus Testdaten von mehreren Patienten hergeleitet werden.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 43 bis 48, wobei der programmierbare Impulsgenerator standardmäßig die atrioventrikulare Verzögerung AVD_CS ausgibt, auf die atrioventrikulare Verzögerung AVD_C umschaltet, um die Kontraktionsfähigkeit zu erhöhen, und auf die atrioventrikulare Verzögerung AVD_S umschaltet, um das Schlagvolumen zu erhöhen.