EP3846897A1 - Passiver sensor zur drahtlosen detektion der elektrischen erregung von muskelzellen - Google Patents

Passiver sensor zur drahtlosen detektion der elektrischen erregung von muskelzellen

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EP3846897A1
EP3846897A1 EP19753324.3A EP19753324A EP3846897A1 EP 3846897 A1 EP3846897 A1 EP 3846897A1 EP 19753324 A EP19753324 A EP 19753324A EP 3846897 A1 EP3846897 A1 EP 3846897A1
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EP
European Patent Office
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dielectric component
muscle cells
sensor
implantable
sensor according
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP19753324.3A
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English (en)
French (fr)
Inventor
Jens Rump
Christian Moss
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Biotronik SE and Co KG
Original Assignee
Biotronik SE and Co KG
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Filing date
Publication date
Application filed by Biotronik SE and Co KG filed Critical Biotronik SE and Co KG
Publication of EP3846897A1 publication Critical patent/EP3846897A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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Definitions

  • the present disclosure relates to an implantable sensor for detecting electrical excitation of muscle cells, in particular cardiac muscle cells.
  • a challenge is the necessity that with some forms of therapy, especially for the therapy of tachycardia, in addition to active therapy, a sensor must be placed in the atrium, usually in the immediate vicinity of the coronary sinus node, which monitors cardiac activity.
  • the signal transmission from the sensor to the active implant is implemented by a cable connection.
  • An alternative concept is that the sensor has its own power supply and transmits the signals wirelessly to the implant.
  • the senor With an active power supply using a battery, there is the problem of a larger form factor and a limited service life.
  • the sensor is correspondingly more complex in terms of its design.
  • a galvanic connection is required which is susceptible to mechanical defects.
  • the object of the present invention is to provide a sensor which is improved with regard to the aforementioned problems.
  • an implantable sensor for detecting an electrical excitation of muscle cells in particular cardiac muscle cells, is disclosed, the sensor being characterized in that it has a dielectric component and a contact point for electrically contacting muscle cells of a patient, which is electrically conductive with the dielectric Component is connected, so that when the muscle cells are electrically excited, an electrical field in the dielectric component and accordingly a capacitance of the dielectric component change.
  • the invention thus advantageously enables passive measurement of the stimulus conduction of cardiac muscle cells, in particular for further signal processing in an active implant, based on the change in the electric field or the capacitance of the dielectric component, in particular without an autonomous energy supply to the sensor.
  • the senor is a passive sensor.
  • the senor is designed for wireless transmission of the detection of an excitation of the muscle cells to a medical device, in particular an implantable medical device. Furthermore, it is provided according to one embodiment that the sensor has an antenna structure which is connected to the dielectric component.
  • the antenna structure is connected to the dielectric component such that the adaptation of the antenna structure changes when the electrical field in the dielectric component and the capacitance of the dielectric component change when the muscle cells are electrically excited.
  • This can be measured using a broadband electromagnetic signal that is sent from the implant to the sensor.
  • all frequencies that are permitted for wireless communication can be used, although the range decreases as the frequency increases.
  • sensitivity increases with frequency.
  • frequencies in the range from 1 kHz (purely inductive coupling) to 1 GHz (electromagnetic coupling), in particular in the range from 13 MHz (mainly inductive coupling) can be used.
  • a further (in particular implantable) medical device (such as an ICD or a pacemaker) can thus experience an electrical excitation of the muscle cells by means of wireless communication or can sense them from the sensor or measure them with the aid of the sensor.
  • the antenna structure has an electrical rider which has a first end and a second end, the two ends each being connected to the dielectric component.
  • said electrical rider is designed in the form of a loop.
  • the antenna structure can have a further electrical tab, which can preferably also be loop-shaped, the further electrical tab having a first end and a second end, wherein the two ends of the further electrical conductor are each connected to the dielectric component.
  • the senor has an inductance in the form of a coil structure which is connected to the dielectric component.
  • the coil structure can e.g. B. be formed by a coil having an electrical conductor with a plurality of turns, the electrical conductor having two ends which are connected to the dielectric component, in particular galvanically, for. B. by a welded connection, a soldered connection or an electrically conductive adhesive connection.
  • the coil structure and the dielectric component form a resonant circuit, so that a resonance frequency of the resonant circuit changes when the electrical field in the dielectric component and the capacitance of the dielectric component change when the muscle cells are electrically excited .
  • the change in the resonance frequency can in turn be determined using known methods (by means of wireless communication), e.g. B. by a (especially implantable) medical device (z. B. in the form of an ICD or a pacemaker).
  • the coil structure has two spiral electrical conductors, the two spiral electrical conductors each being connected to the dielectric component, in particular the respective spiral electrical conductor being connected to the dielectric component via one end of the respective spiral conductor .
  • the senor has a fastening element for fastening the sensor to the tissue (in particular muscle tissue or heart muscle tissue) of a patient, the fastening element being fixed in particular to the dielectric component.
  • the fastening element can be helical (eg in the form of a helical wire).
  • the contact point is formed by the fastening element.
  • the senor has a further contact point for electrically contacting muscle cells of a patient, which is connected in an electrically conductive manner to the dielectric component.
  • the dielectric component has a capacitor or is formed by a capacitor.
  • the capacitor can be a Class 2 or Class 3 ceramic capacitor.
  • the effect of the change in capacitance can be achieved by applying a voltage with a MEMS capacitor (MEMS - Micro-Electro-Mechanical System, microsystem technology).
  • the dielectric component (or the capacitor) has a ferroelectric material, in particular barium titanate or lead zirconate titanate.
  • Another aspect relates to a system having an implantable sensor disclosed here and an implantable medical device (in particular in the form of an implantable cardiac pacemaker or an implantable cardioverter defibrillator), the medical device preferably used for wireless measurement or interrogation of an excitation detected by the sensor Muscle cells is configured.
  • an implantable medical device in particular in the form of an implantable cardiac pacemaker or an implantable cardioverter defibrillator
  • the medical device preferably used for wireless measurement or interrogation of an excitation detected by the sensor Muscle cells is configured.
  • the implantable medical device can be designed to send a preferably broadband electromagnetic signal to the sensor and that
  • the broadband z. B. can be selected based on the change in capacitance and thus the change in the resonance frequency of the sensor. So z. B. a bandwidth in the range of 10 kHz can be used. Depending on the frequency range used, it is advantageous if the bandwidth is at least 10% of the center frequency. Alternatively, the resonance frequency can also take place by means of a frequency sweep for this frequency range.
  • the implantable medical device can be designed to measure the resonant frequency of the resonant circuit, which is found in an electrical circuit Arousal of muscle cells changes.
  • the system can have several sensors, in particular to improve the measurement results. Several different sensors can also be used. The sensors can then e.g. B. be queried individually and / or together by the implantable medical device. Description of embodiments
  • FIG. 1 shows a schematic illustration of an embodiment of a sensor with a dielectric component and an antenna structure
  • Fig. 2 is a schematic representation of a further embodiment of a
  • Fig. 3 is a schematic representation of a further embodiment of a
  • FIG. 4 is a schematic representation of a further embodiment of a
  • FIG. 5 shows an implanted sensor anchored in a heart wall and one
  • FIG. 7 shows a schematic illustration of a capacitor or a capacitance
  • the disclosure relates to an implantable sensor 1 for the detection of an electrical excitation of muscle cells M, in particular cardiac muscle cells M of a heart H of a patient, as described for. B. is shown in Figures 1 to 4.
  • the s. B. is shown in Figures 1 and 2, the sensor 1 has an implantable body with an antenna structure 3, a dielectric component 2 and z. B. two contact points 20 to tissue M.
  • the sensor 1 can have a fixed housing for receiving the components of the sensor, but this is not absolutely necessary. So z. B. a flexible plastic film can be used as the carrier material (z. B. a flexible conductor track). Depending on the material of the dielectric (biocompatibility), an encapsulation of the capacitor can be provided.
  • the capacitance of the dielectric component 2 is changed by applying an electrical field (stimulus conduction of the heart muscle cells).
  • the antenna structure 3 can have two loop-shaped electrical tabs 30, 31, which are each connected to the dielectric component 2 via their ends 30a, 30b and 3la, 3 lb.
  • the sensor 1 can also by means of a fastener 5, here z. B. in the form of a screw, connected to the muscle tissue M.
  • FIG. 2 shows a modification of the embodiment shown in FIG. 1, in which the antenna structure 3 is formed by a single loop-shaped electrical fader 30 which is connected to the dielectric component 2 via its ends 30a, 30b.
  • the respective antenna structure 3 can, for. B. be formed by a metal-coated film, the metal is preferably gold or platinum, and is preferably tuned by means of the series-connected dielectric 2 such that the combination of antenna structure 3 and capacitance 2 for a frequency band in the ultra-high frequency range without one external static electric field has electromagnetic resonance.
  • the dielectric 2 preferably has a strongly non-linear behavior in the case of an external electrical field and thus detunes the resonance behavior of the antenna structure 3 depending on the field strength (stimulus conduction of the heart muscle cells M).
  • FIGS. 3 and 4 each show an alternative (second) variant of a sensor 1.
  • the sensor 1 is an implantable body with a coil structure 4, a dielectric component 2 and at least one
  • the dielectric 2 preferably again has a strongly non-linear behavior in the case of an external electrical field and thus detunes the resonant frequency of the resonant circuit 2, 4 depending on the field strength, since the capacitance of the dielectric component 2 changes.
  • the change in the resonance frequency of the resonant circuit comprising the coil structure 4 and the dielectric component 2 can be measured with the aid of near field coupling by means of a magnetic field using an implantable medical device 10.
  • the resonant circuit 2, 4 is particularly preferably resonant in a frequency range in which a purely magnetic coupling can be assumed.
  • the resonance frequency is also preferably selected to be as high as possible in order to obtain a small form factor and a high sensitivity when the capacitance changes.
  • the frequency is limited by adherence to the magnetic coupling.
  • the resonance frequency can be determined in particular with the aid of methods known from the literature by the implantable medical device 10 and thus provides a measure of the activity of the heart muscle cells that prevails at the location of the dielectric 2.
  • the sensor 1 by means of a fastening element 5 (z. B. in the form of a screw) on the muscle tissue M, which also acts as a contact point 20.
  • the sensor 1 or the dielectric component 2 can be connected to the muscle cells M via a further contact point 20.
  • the sensor 2 can only be connected to the muscle cells or cardiac muscle cells M via the fastening element 5, which also represents the contact point 20.
  • the coil structure 4 of the embodiments shown in FIGS. 3 and 4 can e.g. B. may be formed by two spiral electrical conductors 40, 41, the two spiral electrical conductors 40, 41 each being connected to the dielectric component 2 via one end 40a, 4la.
  • the dielectric component 2 of the sensors according to FIGS. 3 and 4 is also based here preferably on a ferroelectric ceramic (see above) and can e.g. B. be a ceramic capacitor of class 2, which can be designed as described above. In all embodiments, the capacitor 2 can consist of several ceramic layers (so-called multilayer ceramic capacitor MLCC).
  • the senor 1 is preferably anchored in the heart wall H 'via the fastening element 5.
  • a sensor 1 (cf., for example, FIGS. 1 to 4) can form a system 100 together with an implantable medical device 10, the device 100 (for example ICD or pacemaker) being designed to change the Adaptation of the antenna structure 3 (FIGS. 1 and 2) or the change in the resonance frequency of the resonant circuit 2, 4 (FIGS. 3 and 4) to be measured in order to detect the electrical excitation of the muscle cells M wirelessly.
  • the solution disclosed here in particular advantageously dispenses with both a wired connection to the sensor and a battery in the sensor 1 itself.
  • the activity of the heart muscle cells M is transmitted in particular wirelessly between an implantable medical device 10 and the sensor 1. This minimizes the cost and complexity of the sensor 1.
  • the system 100 is robust and allows new approaches in therapy, such as, for example, in extra-cardiac brady / tachycardia therapy (cf. FIG. 5B).
  • the electrode line 200 forms both a carrier of the antenna 201 for querying the signals from the sensor 1 and an electrical connection to the active implant.
  • the small form factor also makes it possible to implant several of the wireless sensors 1 at different positions in the heart wall H ', as is the case, for example, in FIG. B. is shown in Figure 6.
  • the individual sensors 1 can in particular have different resonance frequencies and can be addressed in a targeted manner or together by means of suitable pulses.

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Abstract

Die Offenbarung betrifft einen implantierbarer Sensor (1) zur Detektion einer elektrischen Erregung von Muskelzellen (M), insbesondere Herzmuskelzellen (M), wobei vorgesehen ist, dass der Sensor (1) eine dielektrische Komponente (2) sowie eine Kontaktstelle (20) zum Kontaktieren von Muskelzellen (M) aufweist, die mit der dielektrischen Komponente (2) verbunden ist, so dass sich bei einer elektrischen Erregung der Muskelzellen (M) ein elektrisches Feld in der dielektrischen Komponente (2) und entsprechend eine Kapazität der dielektrischen Komponente (2) ändert.Des Weiteren ist ein System mit einem Sensor und einem Implantat offenbart.

Description

Passiver Sensor zur drahtlosen Detektion der elektrischen Erregung von Muskelzellen
Die vorliegende Offenbarung betrifft einen implantierbaren Sensor zur Detektion einer elektrischen Erregung von Muskelzellen, insbesondere Herzmuskelzellen.
Hintergrund
Es ist bekannt, die elektrische Erregung von Muskelzellen mit Hilfe von kabelgebundenen Elektroden zu detektieren.
Aufgrund der damit verbundenen Probleme wie erhöhter Infektionsgefahr oder Kabelbruch, gibt es bereits Bemühungen, kabellose Lösungen als Ersatz zu entwickeln. Eine Herausforderung stellt die Notwendigkeit dar, dass bei einigen Therapieformen, insbesondere bei der Therapie von Tachykardien, zusätzlich zur aktiven Therapie ein Sensor im Atrium, üblicherweise in unmittelbarer Nähe zum Koronarsinusknoten, platziert werden muss, welcher die Herzaktivität überwacht.
Die Signalübertragung vom Sensor zum aktiven Implantat wird dabei durch eine Kabelverbindung realisiert. Ein alternatives Konzept ist es, dass der Sensor über eine eigene Stromversorgung verfügt und die Signale drahtlos an das Implantat übermittelt.
Bei einer aktiven Stromversorgung mittels einer Batterie besteht die Problematik eines größeren Formfaktors sowie einer begrenzten Lebensdauer. Der Sensor ist entsprechend aufwendiger hinsichtlich seines Designs. Weiterhin ist bei kabelgebundenen Elektroden eine galvanische Verbindung nötig, die anfällig gegenüber mechanischen Fehlem ist.
Zusammenfassung
Hiervon ausgehend liegt der vorliegenden Erfindung die Aufgabe zugrunde, einen Sensor bereitzustellen, der hinsichtlich der vorgenannten Problematik verbessert ist.
Diese Aufgabe wird durch einen implantierbaren Sensor mit den Merkmalen des Anspruchs 1 gelöst. Weitere Ausführungsformen sind in den Unteransprüchen angegeben und werden nachfolgend beschrieben.
Gemäß Anspruch 1 wird ein implantierbarer Sensor zur Detektion einer elektrischen Erregung von Muskelzellen, insbesondere Herzmuskelzellen, offenbart, wobei sich der Sensor dadurch auszeichnet, dass er eine dielektrische Komponente sowie eine Kontaktstelle zum elektrischen Kontaktieren von Muskelzellen eines Patienten aufweist, die elektrisch leitend mit der dielektrischen Komponente verbunden ist, so dass sich bei einer elektrischen Erregung der Muskelzellen ein elektrisches Feld in der dielektrischen Komponente und entsprechend eine Kapazität der dielektrischen Komponente ändert.
Die Erfindung ermöglicht somit mit Vorteil eine passive Messung der Reizüberleitung von Herzmuskelzellen, insbesondere zur weiteren Signalverarbeitung in einem aktiven Implantat, basierend auf der Änderung des elektrischen Feldes bzw. der Kapazität der dielektrischen Komponente, und zwar insbesondere ohne eine autonome Energieversorgung des Sensors.
Gemäß einer Ausführungsform ist vorgesehen, dass der Sensor ein passiver Sensor ist.
Weiterhin ist gemäß einer Ausführungsform vorgesehen, dass der Sensor zur drahtlosen Übertragung der Detektion einer Erregung der Muskelzellen auf ein medizinisches Gerät, insbesondere ein implantierbares medizinisches Gerät, ausgebildet ist. Weiterhin ist gemäß einer Ausführungsform vorgesehen, dass der Sensor eine Antennenstruktur aufweist, die mit der dielektrischen Komponente verbunden ist.
Gemäß einer Ausführungsform ist diesbezüglich vorgesehen, dass die Antennenstruktur so mit der dielektrischen Komponente verbunden ist, dass sich die Anpassung der Antennenstruktur verändert, wenn sich bei einer elektrischen Erregung der Muskelzellen das elektrische Feld in der dielektrischen Komponente und die Kapazität der dielektrischen Komponente ändert. Dies kann mit Hilfe eines breitbandigen elektromagnetischen Signals, welches vom Implantat zum Sensor gesendet wird, gemessen werden. Grundsätzlich kommen dafür insbesondere alle für die drahtlose Kommunikation zugelassenen Frequenzen in Frage, wobei jedoch bei steigender Frequenz die Reichweite abnimmt. Demgegenüber nimmt die Sensitivität mit der Frequenz zu. Entsprechend können bspw. Frequenzen im Bereich von 1 kHz (rein induktive Kopplung) bis 1 GHz (elektromagnetische Kopplung), insbesondere im Bereich von 13 MHz (hauptsächlich induktive Kopplung), verwendet werden.
Somit kann ein weiteres (insbesondere implantierbares) medizinisches Gerät (wie z. B. ein ICD oder ein Herzschrittmacher) eine elektrische Erregung der Muskelzellen auf dem Wege einer drahtlosen Kommunikation erfahren bzw. vom Sensor abffagen bzw. mit Hilfe des Sensors messen.
Gemäß einer Ausführungsform ist vorgesehen, dass die Antennenstruktur einen elektrischen Feiter aufweist, der ein erstes Ende und ein zweites Ende aufweist, wobei die beiden Enden jeweils mit der dielektrischen Komponente verbunden sind.
Weiterhin ist gemäß einer Ausführungsform vorgesehen, dass der besagte elektrische Feiter schlaufenförmig ausgebildet ist. Weiterhin kann die Antennenstruktur gemäß einer Ausführungsform einen weiteren elektrischen Feiter aufweisen, der vorzugsweise ebenfalls schlaufenförmig ausgebildet sein kann, wobei der weitere elektrische Feiter ein erstes Ende und ein zweites Ende aufweist, wobei die beiden Enden des weiteren elektrischen Leiters wiederum jeweils mit der dielektrischen Komponente verbunden sind.
Gemäß einer hinsichtlich der Antennenstruktur alternativen Ausführungsform ist vorgesehen, dass der Sensor eine Induktivität in Form einer Spulenstruktur aufweist, die mit der dielektrischen Komponente verbunden ist. Die Spulenstruktur kann z. B. durch eine Spule gebildet sein, die einen elektrischen Leiter mit mehreren Windungen aufweist, wobei der elektrische Leiter zwei Enden aufweist, die mit der dielektrischen Komponente verbunden sind, insbesondere galvanisch, z. B. durch eine Schweißverbindung, eine Lötverbindung oder eine elektrisch leitende Klebeverbindung.
Gemäß einer Ausführungsform kann diesbezüglich vorgesehen sein, dass die Spulenstruktur und die dielektrische Komponente einen Schwingkreis bilden, so dass sich eine Resonanzfrequenz des Schwingkreises ändert, wenn sich bei einer elektrischen Erregung der Muskelzellen das elektrische Feld in der dielektrischen Komponente und die Kapazität der dielektrischen Komponente ändert.
Die Änderung der Resonanzfrequenz kann wiederum mit bekannten Verfahren (auf dem Wege einer drahtlosen Kommunikation) ermittelt werden, z. B. durch ein (insbesondere implantierbares) medizinisches Gerät (z. B. in Form eines ICD oder eines Herzschrittmachers).
Weiterhin ist gemäß einer Ausführungsform vorgesehen, dass die Spulenstruktur zwei spiralförmige elektrische Leiter aufweist, wobei die beiden spiralförmigen elektrischen Leiter jeweils mit der dielektrischen Komponente verbunden sind, wobei insbesondere der jeweilige spiralförmige elektrische Leiter über ein Ende des jeweiligen spiralförmigen Leiters mit der dielektrischen Komponente verbunden ist.
Weiterhin ist gemäß einer Ausführungsform vorgesehen, dass der Sensor ein Befestigungselement zum Befestigen des Sensors am Gewebe (insbesondere Muskelgewebe bzw. Herzmuskelgewebe) eines Patienten aufweist, wobei das Befestigungselement insbesondere an der dielektrischen Komponente festgelegt ist. Gemäß einer Ausführungsform kann das Befestigungselement schraubenförmig ausgebildet sein (z. B. in Form eines helixförmigen Drahts). Weiterhin ist gemäß einer Ausführungsform vorgesehen, dass die Kontaktstelle durch das Befestigungselement gebildet ist.
Weiterhin ist gemäß einer Ausführungsform vorgesehen, dass der Sensor eine weitere Kontaktstelle zum elektrischen Kontaktieren von Muskelzellen eines Patienten aufweist, die elektrisch leitend mit der dielektrischen Komponente verbunden ist.
Gemäß einer Ausführungsform des Sensors ist weiterhin vorgesehen, dass die dielektrische Komponente einen Kondensator aufweist oder durch einen Kondensator gebildet ist. Der Kondensator kann ein Keramikkondensator der Klasse 2 oder der Klasse 3 sein. Alternativ lässt sich der Effekt der Kapazitätsänderung durch Anlegen einer Spannung mit einem MEMS-Kondensator (MEMS - Micro -Electro-Mechanical System, Mikrosystemtechnik) erzielen.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform ist vorgesehen, dass die dielektrische Komponente (bzw. der Kondensator) einen ferroelektrischen Stoff aufweist, insbesondere Bariumtitanat oder Blei-Zirkonat-Titanat.
Ein weiterer Aspekt betrifft ein System, aufweisend einen hier offenbarten implantierbaren Sensor sowie ein implantierbares medizinisches Gerät (insbesondere in Form eines implantierbaren Herzschrittmachers oder eines implantierbaren Kardioverter- Defibrillators), wobei das medizinische Gerät zum vorzugsweise drahtlosen Messen bzw. Abfragen einer vom Sensor detektierten Erregung von Muskelzellen konfiguriert ist.
Insbesondere für den Fall, dass eine Antennenstruktur verwendet wird (siehe oben), kann das implantierbare medizinische Gerät dazu ausgebildet sein, ein vorzugsweise breitbandiges elektromagnetisches Signal zu dem Sensor zu senden und das
Reflexionsverhalten der Antennenstruktur auszuwerten, das ein Maß für die Aktivität der elektrischen Erregung der Muskelzellen bzw. Herzmuskelzellen darstellt, die am Ort der dielektrischen Komponente herrscht. Die Breitbandigkeit kann z. B. anhand der Kapazitätsänderung und damit der Änderung der Resonanzfrequenz des Sensors ausgewählt werden. So kann z. B. eine Bandbreite im Bereich von 10 kHz verwendet werden. Je nach verwendetem Frequenzbereich ist es vorteilhaft, wenn die Bandbreite zumindest 10% der Mittelfrequenz beträgt. Alternativ kann die Resonanzfrequenz auch mittels eines Frequenzsweeps für diesen Frequenzbereich erfolgen.
Insbesondere für den Fall, dass alternativ eine Induktivität in Form einer Spulenstruktur verwendet wird, die mit der dielektrischen Komponente einen Schwingkreis bildet (siehe oben), kann das implantierbare medizinische Gerät dazu ausgebildet sein, die Resonanzfrequenz des Schwingkreises zu messen, die sich bei einer elektrischen Erregung von Muskelzellen verändert. Das System kann mehrere Sensoren aufweisen, um insbesondere die Messergebnisse zu verbessern. Es können dabei auch mehrere verschiedene Sensoren eingesetzt werden. Die Sensoren können dann z. B. durch das implantierbare medizinische Gerät einzeln und/oder zusammen abgefragt werden. Beschreibung von Ausführungsformen
Im Folgenden sollen beispielhafte Ausführungsformen anhand der Figuren detailliert beschrieben werden. Es zeigen: Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Ausführungsform eines Sensors mit einer dielektrischen Komponente und einer Antennenstruktur,
Fig. 2 eine schematische Darstellung einer weiteren Ausführungsform eines
Sensors mit einer dielektrischen Komponente und einer Antennenstruktur,
Fig. 3 eine schematische Darstellung einer weiteren Ausführungsform eines
Sensors mit einer dielektrischen Komponente und einer Spulenstruktur, Fig. 4 eine schematische Darstellung einer weiteren Ausführungsform eines
Sensors mit einer dielektrischen Komponente und einer Spulenstruktur, Fig. 5 zeigt einen implantierten, in einer Herzwand verankerten Sensor sowie eine
Elektrodenleitung mit Antenne zum Abfragen der elektrischen Erregung der mittels des Sensors kontaktierten Muskelzellen, wobei die abffagende Antenne innerhalb des Herzens (A) oder außerhalb des Herzens (B) positionierbar ist,
Fig. 6 zeigt die Möglichkeit der Verwendung mehrerer Sensoren zum Detektieren von elektrischen Erregungen von Muskelzellen bzw. Herzmuskelzellen,
Fig. 7 eine schematische Darstellung eines Kondensators bzw. einer Kapazität,
Fig. 8 eine Darstellung der Änderung der Kapazität in Abhängigkeit einer anliegenden Spannung, und
Fig. 9 eine Darstellung der Änderung der Resonanzfrequenz in Abhängigkeit der anliegenden Spannung.
Die Offenbarung betrifft einen implantierbarer Sensor 1 zur Detektion einer elektrischen Erregung von Muskelzellen M, insbesondere Herzmuskelzellen M eines Herzens H eines Patienten, wie er z. B. in den Figuren 1 bis 4 dargestellt ist.
Dabei ist vorgesehen, dass der Sensor 1 eine dielektrische Komponente 2 sowie zumindest eine Kontaktstelle 20 zum Kontaktieren der Muskelzellen M aufweist, die mit der dielektrischen Komponente 2 verbunden ist, so dass sich bei einer elektrischen Erregung der Muskelzellen M ein elektrisches Feld in der dielektrischen Komponente 2 und entsprechend eine Kapazität der dielektrischen Komponente 2 ändert. Gemäß einer ersten Variante, die z. B. in den Figuren 1 und 2 dargestellt ist, weist der Sensor 1 einen implantierbaren Körper mit einer Antennenstruktur 3, einer dielektrischen Komponente 2 und z. B. zwei Kontaktstellen 20 zum Gewebe M auf. Der Sensor 1 kann ein festes Gehäuse zur Aufnahme der Komponenten des Sensors aufweisen, dies ist jedoch nicht zwingend notwendig. So kann z. B. eine flexible Kunststofffolie als Trägermaterial (z. B. eine flexible Leiterbahn) verwendet werden. Je nach Material des Dielektrikums (Biokompatibilität) kann eine Einkapselung des Kondensators vorgesehen sein.
Durch Anlegen eines elektrischen Feldes (Reizüberleitung der Herzmuskelzellen) wird die Kapazität der dielektrischen Komponente 2 verändert. Dadurch ändert sich die Anpassung der Antennenstruktur 3, was mit Hilfe eines breitbandigen elektromagnetischen Signals, welches von einem implantierbaren medizinischen Gerät 10 (z. B. ICD oder Herzschrittmacher) zum Sensor 1 gesendet wird, gemessen werden kann. Gemäß Fig. 1 kann die Antennenstruktur 3 zwei schlaufenförmige elektrische Feiter 30, 31 aufweisen, die jeweils über ihre Enden 30a, 30b bzw. 3la, 3 lb mit der dielektrischen Komponente 2 verbunden sind.
Der Sensor 1 kann weiterhin mittels eines Befestigungselements 5, hier z. B. in Form einer Schraube, mit dem Muskelgewebe M verbunden sein.
Figur 2 zeigt eine Abwandlung der in der Figur 1 gezeigten Ausführungsform, bei der die Antennenstruktur 3 durch einen einzelnen schlaufenförmigen elektrischen Feiter 30 gebildet ist, der über seine Enden 30a, 30b mit der dielektrischen Komponente 2 verbunden ist.
Ein grundlegendes Funktionsprinzip eines Sensors 1 gemäß Figuren 1 und 2 lässt sich wie folgt beschreiben. Ist die Änderung der relativen Permittivität bekannt, lässt sich die Änderung der Kapazität und damit die Verstimmung der Resonanzfrequenz der einfachen Kondensatoranordnung nach Figur 7 abschätzen. Aus der Publikation Rehrig, P., et. al., „Dielectric and Electromechanical Properties of Barium Titanate Single Crystals Grown by Templated Grain Growth“, IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, Vol. 47, No. 4, July 2000 kann z. B. die relative Permittivität als Funktion der Intensität des elektrischen Feldes für einen BaTiC^-Kristall verwendet werden, um die relative Permittivität um den Nullpunkt herum annähernd zu eG = 600- 500*l06*U/d zu errechnen.
Wird diese Abschätzung in die Gleichung zur Berechnung des Plattenkondensators C = 8o*er*A/d nach Figur 7 eingesetzt, ergibt sich eine von der Spannung abhängige Kapazität (mit: C = Kapazität der Anordnung, e0 = Permittivität des Vakuums, A = Oberfläche der Kondensatorplatten, d = Abstand der Kondensatorplatten).
Werden beispielhaft Zahlenwerte eingesetzt (A = 1000 pm * 1000 pm, d = 3 pm), ergibt sich eine Änderung der Kapazität entsprechend Figur 8.
Mit der Thomsonschen Schwingungsgleichung f0 = l/(2*7i*sqrt(L*C)) lässt sich durch einsetzen von L und C die Resonanzfrequenz eines Schwingkreises mit spannungsabhängiger Kapazität bestimmen. Werden die Parameter entsprechend von Figur 7 und Figur 8 gewählt und L = l0 nF gesetzt, ergibt sich eine Änderung der Resonanzfrequenz nach Figur 9, die in bekannter Weise messbar ist (z. B. durch das implantierbare medizinische Gerät 10).
Die jeweilige Antennenstruktur 3 (z. B. gemäß Figur 1 und 2) kann z. B. durch eine metal lisch beschichteten Folie gebildet sein, wobei das Metall vorzugsweise Gold oder Platin ist, und wird vorzugsweise mittels des seriell geschalteten Dielektrikums 2 derart abgestimmt, dass die Kombination aus Antennenstruktur 3 und Kapazität 2 für ein Frequenzband im Ultrahochfrequenz-Bereich ohne ein äußeres statisches elektrisches Feld elektromagnetische Resonanz aufweist.
Das Dielektrikum 2 hat vorzugsweise im Falle eines äußeren angelegten elektrischen Feldes ein stark nicht lineares Verhalten und verstimmt somit je nach Feldstärke (Reizüberleitung der Herzmuskelzellen M) das Resonanzverhalten der Antennenstruktur 3. Geeignet dafür sind z. B. Keramikkondensatoren 2 der Klasse 2, insbesondere die Klasse-2-Keramiksorten Y5V und Z5U (nach EIA RS- 198 bzw. nach IEC 60384-9/ IEC 60384-22: 2E6 und 2F4). Gemeinsam haben diese Keramiken, dass sie auf Basis ferroelektrischer Stoffe wie Bariumtitanat oder Blei-Zirkonat-Titanat gefertigt sind.
Aufgrund seiner Biokompatibilität wird Bariumtitanat für Implantate bevorzugt. Elektrische Signale, die durch Reizüberleitung bei Aktivität der Herzmuskelzellen entstehen, bilden schwache elektrische Felder aus, die eine direkte Auswirkung auf das Resonanzverhalten der Antennenstruktur 3 haben. Wird die Antennenstruktur 3 über einen Sender mit der Frequenz fö im UHF-Bereich beispielsweise mit Hilfe von einem breitbandigen Impuls der Bandbreite Af angeregt, wobei Af im Bereich von 10 kHz bis 1 MHz liegt, so liefert das Reflexionsverhalten der Antennenstruktur 3 ein Maß für die Aktivität der Herzmuskelzellen M, die am Ort des Dielektrikums 2 herrscht.
Die Figuren 3 und 4 zeigen jeweils eine alternative (zweite) Variante eines Sensors 1. Gemäß Figur 3 ist dabei z. B. vorgesehen, dass der Sensor 1 einen implantierbaren Körper mit einer Spulenstruktur 4, einer dielektrischen Komponente 2 und zumindest einer
Kontaktstelle 20 zum Gewebe bzw. den Muskelzellen (hier insbesondere
Herzmuskelzellen) M aufweist.
Das Dielektrikum 2 weist vorzugsweise wiederum im Falle eines äußeren angelegten elektrischen Feldes ein stark nichtlineares Verhalten auf und verstimmt somit je nach Feldstärke die Resonanzfrequenz des Schwingkreises 2, 4, da sich die Kapazität der dielektrischen Komponente 2 verändert. Die Änderung der Resonanzfrequenz des Schwingkreises aus Spulenstruktur 4 und dielektrischer Komponente 2, kann mit Hilfe der Nahfeldkopplung durch ein magnetisches Feld mit einem implantierbaren medizinischen Gerät 10 gemessen werden. Der Schwingkreis 2, 4 ist insbesondere vorzugsweise in einem Frequenzbereich resonant, in dem von einer rein magnetischen Kopplung ausgegangen werden kann.
Die Resonanzfrequenz ist weiterhin bevorzugt möglichst hoch gewählt, um einen kleinen Formfaktor und eine hohe Empfindlichkeit bei Änderung der Kapazität zu erhalten. Die Frequenz ist nach oben durch die Einhaltung der magnetischen Kopplung begrenzt. Die Resonanzfrequenz kann insbesondere mit Hilfe aus der Literatur bekannter Verfahren durch das implantierbare medizinische Gerät 10 bestimmt werden und liefert somit ein Maß für die Aktivität der Herzmuskelzellen, die am Ort des Dielektrikums 2 herrscht. Gemäß Figur 3 kann z. B. der Sensor 1 mittels eines Befestigungselements 5 (z. B. in Form einer Schraube) an dem Muskelgewebe M festgelegt sein, das zugleich als Kontaktstelle 20 fungiert. Der Sensor 1 bzw. die dielektrische Komponente 2 kann über eine weitere Kontaktstelle 20 mit den Muskelzellen M verbunden sein. Alternativ hierzu kann der Sensor 2 lediglich über das Befestigungselement 5, das zugleich die Kontaktstelle 20 darstellt, mit den Muskelzellen bzw. Herzmuskelzellen M verbunden sein.
Die Spulenstruktur 4 der in den Figuren 3 und 4 gezeigten Ausführungsformen kann z. B. durch zwei spiralförmige elektrische Leiter 40, 41 gebildet sein, wobei die beiden spiralförmigen elektrischen Leiter 40, 41 jeweils über ein Ende 40a, 4la mit der dielektrischen Komponente 2 verbunden sind.
Die dielektrische Komponente 2 der Sensoren gemäß Figuren 3 und 4 basiert auch hier vorzugsweise auf einer ferroelektrischen Keramik (siehe oben) und kann z. B. ein Keramikkondensator der Klasse 2 sein, der wie oben beschrieben ausgebildet sein kann. Der Kondensator 2 kann in allen Ausführungsformen aus mehreren Keramikschichten bestehen (sogenannter multilayer ceramic capacitor MLCC). Der Sensor 1, wie er z. B. in den Figuren 1 bis 4 in einzelnen Ausführungsformen gezeigt ist, ist weiterhin vorzugsweise jeweils zur Anordnung im Atrium A bzw. zur Implantation im Koronarsinus des Herzens H eingerichtet (als mögliche Position kommt auch das HIS- Bündel im Ventrikel in Frage) und vorgesehen, wobei die mindestens eine Kontaktstelle 20 (oder die beiden Kontaktstellen 20) vorzugsweise Muskelzellen bzw. Herzmuskelzellen M kontaktiert. Weiterhin ist der Sensor 1 vorzugsweise über das Befestigungselement 5 in der Herzwand H‘ verankert. Des Weiteren kann ein Sensor 1 (vgl. z. B. Figuren 1 bis 4) zusammen mit einem implantierbaren medizinischen Gerät 10 ein System 100 bilden, wobei das Gerät 100 (z. B. ICD oder Herzschrittmacher) dazu ausgebildet ist, die Änderung der Anpassung der Antennenstruktur 3 (Figuren 1 und 2) bzw. die Änderung der Resonanzfrequenz des Schwingkreises 2, 4 (Figuren 3 und 4) zu messen, um die elektrische Erregung der Muskelzellen M drahtlos zu erfassen.
Die hier offenbarte Lösung verzichtet insbesondere mit Vorteil sowohl auf eine kabelgebundene Verbindung zum Sensor wie auch auf eine Batterie im Sensor 1 selber Die Aktivität der Herzmuskelzellen M wird insbesondere drahtlos zwischen einem implantierbaren medizinischen Gerät 10 und dem Sensor 1 übertragen. Dadurch minimieren sich Kosten und Komplexität des Sensors 1. Durch den Verzicht auf eine zusätzliche kabelgebundene Verbindung zum Sensor ist das System 100 robust und erlaubt neue Ansätze bei der Therapie, wie zum Beispiel bei der extra-kardialen Brady -/ Tachykardietherapie (vgl. Fig. 5B). In den Figuren 6A und 6B bildet die Elektrodenleitung 200 sowohl einen Träger der Antenne 201 zur Abfrage der Signale des Sensors 1 als auch eine elektrische Verbindung zum aktiven Implantat.
Neben dem permanenten Messen der elektrischen Erregung der Muskelzellen M ist auch eine sequenzielle Abfrage der Messdaten (z. B. bei Bedarf zusätzlich zur herkömmlichen Messung oder zu Synchronisationszwecken) denkbar. Der kleine Formfaktor macht zudem die Implantation mehrerer der kabellosen Sensoren 1 an verschiedenen Positionen in der Herzwand H‘ möglich, wie es z. B. in der Figur 6 gezeigt ist. Die einzelnen Sensoren 1 können insbesondere verschiedene Resonanzfrequenzen aufweisen und können durch geeignete Pulse gezielt oder gemeinsam angesprochen werden.

Claims

Patentansprüche
1. Implantierbarer Sensor (1) zur Detektion einer elektrischen Erregung von Muskelzellen (M), insbesondere Herzmuskelzellen (M), wobei der Sensor (1) eine dielektrische Komponente (2) sowie eine Kontaktstelle (20) zum Kontaktieren von
Muskelzellen (M) aufweist, die mit der dielektrischen Komponente (2) verbunden ist, so dass sich bei einer elektrischen Erregung der Muskelzellen (M) ein elektrisches Feld in der dielektrischen Komponente (2) und entsprechend eine Kapazität der dielektrischen Komponente (2) ändert
2. Implantierbarer Sensor nach Anspruch 1, wobei der Sensor (1) ein passiver Sensor (1) ist.
3. Implantierbarer Sensor nach Anspruch 1 oder 2, wobei der Sensor (1) zur drahtlosen Übertragung der Detektion einer Erregung der Muskelzellen (M) auf ein medizinisches Gerät (10), insbesondere ein implantierbares medizinisches Gerät (10), ausgebildet ist.
4. Implantierbarer Sensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Sensor (1) eine Antennenstruktur (3) aufweist, die mit der dielektrischen
Komponente (2) verbunden ist.
5. Implantierbarer Sensor nach Anspruch 4, wobei die Antennenstruktur (3) so mit der dielektrischen Komponente (2) verbunden ist, dass sich die Anpassung der Antennenstruktur (3) verändert, wenn sich bei einer elektrischen Erregung der
Muskelzellen (M) das elektrische Feld in der dielektrischen Komponente (2) und die
Kapazität der dielektrischen Komponente (2) ändern.
6. Implantierbarer Sensor nach Anspruch 4 oder 5, wobei die Antennenstruktur (3) einen elektrischen Leiter (30) aufweist, der ein erstes Ende (30a) und ein zweites
Ende (30b) aufweist, wobei die beiden Enden (30a, 30b) jeweils mit der dielektrischen Komponente (2) verbunden sind.
7. Implantierbarer Sensor nach Anspruch 6, wobei der elektrische Leiter (30) schlaufenförmig ausgebildet ist.
8. Implantierbarer Sensor zur nach Anspruch 6 oder 7, wobei die Antennenstruktur (3) einen weiteren elektrischen Leiter (31) aufweist, der insbesondere schlaufenförmig ausgebildet ist, wobei der weitere elektrische Leiter (31) ein erstes Ende (3la) und ein zweites Ende (3 lb) aufweist, wobei die beiden Enden (3la, 3 lb) des weiteren elektrischen Leiters (31) jeweils mit der dielektrischen Komponente (2) verbunden sind.
9. Implantierbarer Sensor nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei der Sensor (1) eine Induktivität in Form einer Spulenstruktur (4) aufweist, die mit der dielektrischen Komponente (2) verbunden ist.
10. Implantierbarer Sensor nach Anspruch 9, wobei die Spulenstruktur (4) und die dielektrische Komponente (2) einen Schwingkreis bilden, so dass sich eine Resonanzfrequenz des Schwingkreises ändert, wenn sich bei einer elektrischen Erregung der Muskelzellen (M) das elektrische Feld in der dielektrischen Komponente (2) und die Kapazität der dielektrischen Komponente (2) ändern.
11. Implantierbarer Sensor nach Anspruch 9 oder 10, wobei die Spulenstruktur (4) zwei spiralförmige elektrische Leiter (40, 41) aufweist, wobei die beiden spiralförmigen elektrischen Leiter (40, 41) jeweils mit der dielektrischen Komponente (2) verbunden sind, wobei insbesondere der jeweilige spiralförmige elektrische Leiter (40, 41) über ein Ende (40a, 4la) des jeweiligen spiralförmigen Leiters (40, 41) mit der dielektrischen Komponente (2) verbunden ist.
12. Implantierbarer Sensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Sensor (1) ein Befestigungselement (5) zum Befestigen des Sensors (1) am Gewebe eines Patienten aufweist, wobei das Befestigungselement (5) insbesondere an der dielektrischen Komponente (2) festgelegt ist.
13. Implantierbarer Sensor nach Anspruch 12, wobei die Kontaktstelle (20) durch das Befestigungselement (5) gebildet ist.
14. Implantierbarer Sensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Sensor (1) eine weitere Kontaktstelle (20) zum Kontaktieren von Muskelzellen (M) aufweist, die mit der dielektrischen Komponente (2) verbunden ist.
15. System (100), aufweisend zumindest einen implantierbaren Sensor (1) nach einem der vorhergehenden Ansprüche sowie ein implantierbares medizinisches Gerät (10), wobei das medizinische Gerät (10) zum Messen einer von dem mindestens einen Sensor (1) detektierten Erregung von Muskelzellen (M) konfiguriert ist.
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