WO1996025973A1 - Elektrodenanordnung und stimulationssystem - Google Patents

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WO1996025973A1
WO1996025973A1 PCT/DE1996/000350 DE9600350W WO9625973A1 WO 1996025973 A1 WO1996025973 A1 WO 1996025973A1 DE 9600350 W DE9600350 W DE 9600350W WO 9625973 A1 WO9625973 A1 WO 9625973A1
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WO
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electrode
map
stimulation
electrode arrangement
tissue
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PCT/DE1996/000350
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English (en)
French (fr)
Inventor
Armin Boiz
Max Schaldach
Thomas Wetzig
Original Assignee
BIOTRONIK MESS- UND THERAPIEGERäTE GMBH & CO. INGENIEURBüRO BERLIN
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Application filed by BIOTRONIK MESS- UND THERAPIEGERäTE GMBH & CO. INGENIEURBüRO BERLIN filed Critical BIOTRONIK MESS- UND THERAPIEGERäTE GMBH & CO. INGENIEURBüRO BERLIN
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Priority to AU47831/96A priority patent/AU4783196A/en
Priority to EP96903922A priority patent/EP0757574B1/de
Publication of WO1996025973A1 publication Critical patent/WO1996025973A1/de

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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/056—Transvascular endocardial electrode systems

Definitions

  • the invention relates to an electrode arrangement according to the preamble of claim 1 and a stimulation system according to claim 12.
  • MAP monophasic action potential
  • the MAP can be measured by means of electrodes attached to the myocardium. With regard to a broad clinical application, this opens up access to the extensive information contained in this signal about the condition of the myocardial cells.
  • the change in the morphology of the MAP under the influence of antiarrhythmic medication or as a function of the heart rate opens up diverse possibilities for broad clinical diagnostics and therapy, inter alia in the context of pacemaker therapy of the heart.
  • pacemaker therapy as long-term treatment over periods of sometimes more than 10 years places particularly high demands on the electrode as a sensor of the MAP.
  • the surfaces of the electrodes intended for measuring the MAP consist of Ag / AgCl in order to achieve a large phase boundary capacitance and a low phase boundary impedance. pass. This allows an undisturbed DC-coupled measurement of the MAP due to the negligible polarizability.
  • the stimulation electrodes have a polished surface.
  • a serious disadvantage of the previously known electrode arrangement is that the silver chloride layer of the Ag / AgCl electrodes is not long-term stable on contact with biological tissue and the dissolved silver chloride leads to inflammatory reactions of the surrounding tissue due to its toxicity.
  • the previously known electrode arrangement is therefore not suitable for permanent intracorporeal measurement of the monophasic action potential.
  • the boundary layer between the electrode and the surrounding tissue thus acts as a capacitor with a specific capacitance.
  • an electrical current flows through this boundary layer, which charges the boundary layer acting as a capacitor, so that an electrical voltage is present across the boundary layer after the stimulation pulse has subsided.
  • the boundary layer is discharged again after the end of the stimulation pulse, but this so-called after-potential falsifies the measurement of the MAP.
  • a disadvantage of the previously known electrode arrangement can therefore be seen in the fact that four electrodes and correspondingly four supply lines are required.
  • the invention is therefore based on the object of creating an electrode arrangement or a stimulation system which enables the measurement of the MAP and avoids the disadvantages mentioned above on the basis of the prior art.
  • the object is achieved on the basis of an electrode arrangement according to the preamble of claim 1 by its characterizing features or, with regard to the stimulation system, by the features of claim 12.
  • the invention includes the technical teaching of fracturing the surface of an electrode arrangement or providing it with an electroactive coating in order to reduce the phase limit impedance and thus to enable the measurement of the MAP.
  • electrode arrangement is to be understood generally here and includes both electrode arrangements for permanent stimulation as part of pacemaker therapy and also electrode arrangements that can be used temporarily.
  • the invention is also not limited to those electrode arrangements which serve for cardiac stimulation, but can also be used for combating tachycardia states.
  • the electrode arrangement according to the invention has two electrodes, one of which - also referred to as a different electrode - makes direct electrical contact with the heart, while the other - also as an indifferent electrode referred to - electrically contacts the surrounding tissue. It is important here that the two electrodes - apart from the connection through the tissue located between them - are electrically insulated from one another and thus form a bipolar electrode arrangement.
  • At least one electrode has a fractal surface structure which increases the effective surface area of the electrode and thus reduces the phase limit impedance.
  • the fractal surface structure can be produced, for example, using the known magnetron sputtering method.
  • a coating made of iridium is applied to a carrier, preferably made of titanium, which has a fractal surface structure.
  • the material titanium is ideal as a carrier material because of its good biocompatibility, i.e. Titanium is not rejected by the body and also does not decompose on contact with human tissue.
  • the active surface of the electrode can be doubled in a first step. Numerous even smaller hemispheres are then applied to the surface of these hemispheres. In n such steps, each with smaller hemispheres than in the previous step, the active surface of the electrode can be increased to 2 n times.
  • the fractal elements can be formed with almost all geometric shapes. It is crucial that the fractal elements of a layer are applied to the surface of the fractal elements of the layer immediately below, the size of the fractal elements decreasing towards the outside.
  • the active surface of the electrode is enlarged to more than a thousand times compared to a conventional electrode of the same size, which advantageously leads to a correspondingly reduced phase limit impedance.
  • the boundary layer between an electrode and the surrounding tissue which mainly consists of water, can thus be regarded as a plate capacitor with the electrode surface as the one plate, the electrolyte as the other plate and the monolayer of water molecules in between as a dielectric.
  • the current transport between the electrode and the tissue in the fractal electrodes according to the invention is predominantly capacitive.
  • a voltage is applied between the electrode and the electrolyte, a dielectric displacement current occurs.
  • the contact resistance between the electrode and the surrounding tissue therefore depends on the Phase limit capacity, which is known to be calculated according to the following formula:
  • the fractal electrodes have a very large surface area A, their phase limit capacitance is also large and the phase limit impedance is therefore very small. For this reason, in MAP measurements with the fractal electrodes according to the invention using measurement circuits with input resistances of more than a few 10 k ⁇ , falsifications of the measurement signal by the transmission behavior of the phase boundary are negligible. With the fractal electrodes according to the invention it is therefore advantageously possible to achieve a relatively high sensitivity when measuring the MAP even at low frequencies. In addition, due to their low phase limit impedance, fractal electrodes are distinguished by an excellent signal-to-noise ratio, which is particularly advantageous in the case of a signal shape analysis of the MAP.
  • the enlargement of the active electrode surface results in a reduction in the disruptive influence of the after-potential following a stimulation pulse.
  • an electrical current flows over the phase boundary between the electrode and the surrounding tissue for the duration of the stimulation pulse.
  • the phase limit capacity is charged. After the end of the stimulation pulse, the phase limit capacity is released again.
  • the after-potential falsifies the measurement of the MAP during the discharge period.
  • the voltage to which the phase limit capacitance is charged is calculated using the following, also generally known formula:
  • I is the capacitive current over the phase boundary and C H is the phase boundary capacitance.
  • C H is the phase boundary capacitance.
  • the fractal electrodes now have an extremely large surface area and thus also an extremely large phase limit capacity. It can be seen from the equation above that the voltage to which the phase boundary is charged is very small with a large phase boundary capacitance. Fractal electrodes with a large surface therefore have only a very low disruptive after-potential. For this reason, the stimulation of the heart and the measurement of the MAP when using fractal electrodes can advantageously be carried out with the same pair of electrodes.
  • the fractal electrodes therefore have a different current transport mechanism than the previously known Ag / AgCl electrodes.
  • information about the activity of the autonomic nervous system (ANS) can be obtained from the morphology of the MAP, so that the MAP can be used to control the rate of the pacemaker.
  • Another advantage of the fractal electrodes is that the sensitivity to changes in the electrode pressure is much less pronounced than in the case of the previously known Ag / AgCl electrodes, which enables the use of large-area electrodes.
  • At least one of the two electrodes for reducing the phase limit impedance is provided, in particular at low frequencies, with an electroactive coating, which can consist, for example, of an iridium oxide-containing material.
  • the two electrodes are each formed symmetrically to an axis of symmetry and arranged so that the axes of symmetry of the two electrodes are essentially aligned. This further minimizes the disruptive influence of spontaneously excited LEKG signals or evoked myocardial potentials on the measurement of the MAP.
  • the contact resistance depends on the contact pressure of the electrode. As mentioned above, this dependency is less pronounced with fractal electrodes than with Ag / AgCl electrodes, but it still has an effect.
  • the contact resistance depends on the effective contact area between tissue and electrode.
  • electrodes with a large contact area have a relatively low contact resistance. This speaks for a flat shape of the electrode.
  • an electrode is therefore essentially hemispherical or hemispherical.
  • Such a shape represents a good compromise between the requirement of a high contact pressure and thus a possibly pointed shape on the one hand and the requirement for a large contact area and thus a shape that is as flat as possible on the other hand.
  • one electrode serves for the direct contacting of the heart muscle during the measurement of the monophasic action potential, while the other electrode contacts the surrounding tissue as a counter electrode. Since the potential of the electrode contacting the heart muscle is determined by its potential, this electrode is also referred to as a different electrode. The potential of the other electrode, however, also depends on the current flow between this electrode and the different electrode. The potential of the other electrode therefore "floats". This electrode is therefore also referred to as an indifferent electrode.
  • the two fractal electrodes are arranged at a distance of essentially five millimeters from one another. With such an arrangement of the electrodes, MAPs of the same morphology are advantageously measured both with spontaneous excitation and with stimulation, so that the measurement of the MAP is not or only insignificantly falsified by the delivery of a stimulation pulse.
  • the electrode arrangement according to the invention is arranged for the same reason that the different electrode contacts the measurement object, for example the heart muscle, while the indifferent electrode is arranged perpendicularly above the different electrode with respect to the myocardium surface is. This advantageously minimizes the disruptive influence of spontaneously excited IEKG signals or evoked myocardial potentials.
  • the MAP contains diverse information, such as, for example, sympathetic and parasympathetic tone (information from the autonomous nervous system), which can be evaluated as part of pacemaker therapy to optimize the pacemaker behavior and an ANS Control the pacemaker rate.
  • the MAP contains information about impending arrhythmias, which enables timely control of tachycardia states.
  • the electrode arrangement is therefore integrated in a stimulation system.
  • a pulse generator is provided which is connected to at least one of the two electrodes in order to emit stimulation pulses.
  • the heart can therefore be stimulated either unipolar or bipolar.
  • it has a control input.
  • the invention is not restricted to the adaptation of the escape interval. Rather, it is possible to adapt various operating parameters of the pacemaker to the load.
  • the measurement signal recorded via the electrodes contains not only the monophasic action potential but also high-frequency interference and the electrical signals resulting from spontaneous cardiac actions
  • these means have a bandpass filter, the upper limit frequency of which is preferably less than 5000 Hz.
  • the lower limit frequency should, however, be below 0.5 Hz in order to be able to evaluate low-frequency signal components.
  • means are provided according to the invention to determine the physiologically adapted value of the control variable from the MAP.
  • the MAP preferably affects the Stimulation rate in order to ensure adequate cardiac output, taking into account the respective physical or psychological load on the pacemaker wearer. It has been shown here that the physiologically sensible heart rate can be determined from the duration of the MAP.
  • means are therefore provided to determine the duration of the MAP or the width of the MAP pulse. The value determined in this way is then fed to an assignment unit which either directly assigns a value of the stimulation rate or a change value of the stimulation rate to each value of the MAP duration, the change value indicating the value by which the current value of the stimulation rate changes ⁇ should be changed. Depending on this, the control signal that drives the pulse generator is then generated.
  • the measurement signal of the MAP picked up via the electrode arrangement can be subject to fluctuations which are not activity-dependent, but instead result, for example, from a slightly changed position of the electrode arrangement in the body of the pacemaker carrier or signs of aging of the pacemaker carrier. Since an effect of such fluctuations on the stimulation rate of the pacemaker is undesirable and the activity of the autonomic nervous system of the pacemaker wearer particularly affects the morphology of the MAP, in a preferred embodiment of this variant the size of the MAP is not but uses its morphology for rate control.
  • One way of determining the morphology of the MAP is to subject the MAP to a Fourier analysis and in this way to determine its frequency spectrum.
  • the appropriate heart rate then results from the value of the frequency response for certain frequencies at which the frequency response shows a particularly significant dependence on the activity of the autonomic nervous system of the pacemaker wearer.
  • the MAP is periodic in accordance with the respective heart rate, a specific time window within a heart cycle is considered in each case in order to suppress the effects of the periodic fluctuation of the MAP on the measurement.
  • the appropriate heart rate then results from the amplitudes of the individual sampled values, which reflect the morphology of the MAP.
  • the MAP contains information about developing tachycardia states.
  • MAP is fed to a signal processing unit which analyzes the MAP and assesses whether a tachycardia condition is imminent.
  • the signal processing unit sends a control signal to the pulse generator or a defibrillator, which then changes to a special operating mode which enables the prevention or control of the tachycardia in a manner known per se.
  • 3a to 3c show a schematic diagram of a fractal surface structure in different stages of the manufacturing process
  • Figure 4 shows a stimulation system as a block diagram
  • Figures 5a to 5c each a diagram of a monophasic action potential.
  • Figure la shows as a preferred embodiment of the invention an implantable bipolar electrode arrangement, which essentially consists of a hemispherical first electrode 1 and an annular second electrode 2, which are arranged so that their axes of symmetry are substantially aligned.
  • the distance between the two electrodes 1, 2 is approximately 5 mm.
  • the two electrodes 1, 2 each consist of a carrier made of titanium and a coating made of iridium.
  • the Ver- Ending titanium as a material for the wearer is advantageous since titanium is biocompatible, ie titanium is not rejected by the body and does not undergo any chemical reactions with the body tissue.
  • the coating with iridium has the function of increasing the active surface of the electrodes 1, 2. For example, numerous hemispheres made of iridium are applied to the hemisphere-shaped electrode 1, the radius of these hemispheres being substantially smaller than the radius of the electrode 1 itself. Even smaller hemispheres consisting of iridium are then applied to these hemispheres, whereby the active surface of the electrode 1 is increased again. By repeating this step n times in a coherent growth process with ever smaller hemispheres, the active surface of the electrode 1 can be increased to 2 n times.
  • the active surface of the ring-shaped second electrode 2 is enlarged in the same way.
  • the hemispherical shell-shaped different electrode 1 serves for the direct contacting of the heart muscle during the measurement of the MAP, while the ring-shaped indifferent electrode 2 contacts the tissue surrounding the different electrode 1.
  • FIG. 1b shows, as a further exemplary embodiment of the invention, a 4-pole electrode arrangement which is particularly suitable for measuring the MAP.
  • the electrode arrangement has a hemispherical-shaped first electrode 1 for contacting the heart muscle and an annular second electrode 2 as a counter electrode.
  • the distance between the two electrodes 1, 2 is also 5 mm.
  • the hemisphere-shaped electrode 1 here has a circular bore running parallel to its axis of symmetry, into which a rod-shaped electrode 3 is inserted.
  • a further electrode 4 is arranged between the hemisphere-shaped electrode 1 and the annular electrode 2.
  • the electrical potential of this electrode 4 results during the measurement from the current flowing between the electrodes 3, 4 and is therefore not fixed.
  • This electrode 4 is therefore also referred to as an indifferent electrode.
  • the potential of the hemispherical cup-shaped electrode 1 and the rod-shaped electrode 3 attached to it is determined by the potential of the heart muscle at the contact point and is therefore fixed.
  • These electrodes 1, 3 are therefore referred to as different electrodes.
  • the hemisphere-shaped electrode 1 and the ring-shaped electrode 2 have a fractal surface structure, as in the electrode arrangement shown in FIG. As a result, the active surface of the electrode 1, 2 and thus the phase limit capacitance of the electrode 1, 2 is advantageously increased and the phase limit impedance is thus reduced.
  • FIG. 1c shows, as a third exemplary embodiment of the invention, a 7-pole electrode arrangement with a hemisphere shell-shaped electrode 1 for contacting the heart muscle and four ring-shaped counter electrodes 2a to 2d, each of which has a fractal surface structure, as a result of which the active surface of electrodes 1 and 2a to 2d and thus their phase limit capacity is increased.
  • the hemispherical-shaped electrode 1 and the four ring-shaped counter electrodes 2a to 2d are arranged in such a way that their axes of symmetry are essentially aligned.
  • the hemisphere-shaped electrode 1 has in the center a bore parallel to the axis of symmetry for receiving a rod-shaped electrode 3.
  • a further electrode 4 is arranged in the center between the hemispherical-shaped electrode 1 and the annular electrode 2a directly adjacent to it.
  • FIG. 1d finally shows a four-pole electrode arrangement with two ring-shaped electrodes 2a ', 2b', a hemispherical-shaped electrode 1 and a rod-shaped electrode 3.
  • FIGS. 2a to 2e Further bipolar electrode arrangements designed according to the invention are shown in FIGS. 2a to 2e.
  • FIG. 2a shows a bipolar endocardial electrode arrangement for detecting the monophasic action potential (MAP), which has a shaft-like support 5 with a cylindrical cross section which receives the two electrodes 6, 7 and for the isolation of the two electrodes 6, 7 from electrical insulating material.
  • MAP monophasic action potential
  • the indifferent electrode 7 serves to contact the tissue surrounding the heart muscle and is arranged at a distance of approximately 5 mm from the different electrode 6 on the lateral surface of the carrier 5, enveloping it in a ring.
  • the outer surface of the indifferent electrode 7 is also provided with a fractal coating in order to reduce the contact resistance and thus to make good contact with the heart muscle.
  • the arrangement of the indifferent electrode 7 at a distance of approximately 5 mm from the different electrode 6 has proven to be advantageous, since the MAP with such an arrangement has the same morphology both when the heart is excited spontaneously and when the heart is stimulated shows what is advantageous in a diagnostic evaluation of the MAP.
  • a plurality of barbs 8 are attached to the support 5 in the head area between the two electrodes 6, 7, which are at an angle of approximately 30 ° to Longitudinal axis of the carrier 5 are angled. Since the electrode arrangement for contacting the head area is inserted into the heart muscle, the barbs 8 get caught in the heart muscle and thus prevent the electrode arrangement from migrating. - 20 -
  • the electrode arrangement shown in FIG. 2b is not fixed by a barb as in the electrode arrangement shown in FIG. 2a and described above, but by a helical spring-shaped screw attachment arranged on the end face of the shaft-like carrier 5 9, which tapers towards its free end and can be "screwed" into the heart.
  • the screw attachment 9 is not rigidly connected to the electrode arrangement, but can be ejected and rotated by means of a stylet. This is of crucial importance, since 9 MAP measurements can take place before the screw attachment is ejected, which can serve as a criterion for optimizing the electrode position.
  • the screw attachment 9 penetrates the heart muscle, but not - as in the electrode arrangement shown in FIG. 2a - at least part of the carrier 5, the heart muscle is only minimally traumatized by the implantation of the electrode arrangement.
  • the different electrode 6 is also arranged on the end face of the carrier 5 and provided with a fractal coating to reduce the contact resistance, but has a largely flat and therefore relatively large contact area, which advantageously leads to a relatively low contact resistance.
  • the indifferent electrode 7 is also ring-shaped, as in the electrode arrangement shown in FIG. 2a, and is provided with a fractal coating to reduce the contact resistance and envelops the cylindrical carrier 5 in a bowl-shaped manner at a distance of approximately 10 mm from the different electrode attached to the end face .
  • FIG. 2c Another embodiment of such a bipolar electrode arrangement is shown in FIG. 2c.
  • the electrode arrangement is fixed here - as in the electrode arrangement shown in FIG. 2b - by a screw attachment 9 arranged on the end face of the electrode arrangement, which, however, in contrast to the electrode arrangement shown in FIG. 2b, is firmly connected to the electrode arrangement .
  • the different electrode 6 is arranged at a distance of only 5 mm from the indifferent electrode 7, which offers the advantage that the MAP shows the same morphology when the heart is spontaneously excited in the case of artificial stimulation by the pacemaker, which is the result of a diagnostic evaluation of the MAPs is advantageous, for example, for controlling the activity of the pacemaker.
  • FIGS. 2d and 2e show an epicardial electrode arrangement for the temporary contacting of the myocardium, the electrode arrangement for contacting the outer wall of the myocardium comprising an elastic plate made of electrically insulating material 10, from which the hemispherically shaped different electrode 12 projects inwards into the myocardium.
  • the indifferent electrode 11 is attached to the outside of the plate 10 and is also hemispherical.
  • FIGS. 3a to 3c provide a schematic illustration to illustrate the step-by-step construction of the surface structure of a fractal electrode, as is provided in the electrode arrangement according to the invention, as an alternative to electroactive electrodes.
  • the coating material for example iridium
  • a smooth base for example titanium or a titanium alloy
  • the basic shape is then shown - as shown in FIGS. 3b and 3c - Superimposed by a scaled-down repetition of this shape in several stages.
  • the reduced form elements are each deposited on the surface of the next larger base form.
  • fractal surface geometry is realized, for example, by suitable process control of an electrostatic spray coating process (sputtering).
  • sputtering electrostatic spray coating process
  • the stages shown in the figures cannot, of course, be strictly separated in terms of space and time.
  • Inert materials - i.e. elements, alloys or compounds which have a very low tendency to oxidize in body fluids and which can form a fractal geometry are suitable, for example basically elements, alloys or nitrides, carbides or carbonitrides from the group iridium, platinum, gold or also carbon.
  • the strong and highly differentiated depth gradation of the structure obtained after a sufficient process time leads to a substantial increase in the active electrode surface by a factor of up to 1000 and more and thus to a corresponding reduction in the phase boundary impedance.
  • FIG. 4 shows an activity-controlled pacemaker 18 for use with the electrode arrangement shown in FIG. 1 a as a block diagram.
  • the heart 14 is stimulated via the bipolar electrode arrangement 15a, 15b shown in detail in FIG. 1a, which is arranged endocardially.
  • the pacemaker 18 only generates a stimulation pulse and sends it to the heart 14 if there is no natural stimulation of the heart 14 within a certain time.
  • the pacemaker 18 therefore has an input stage 16, which continuously takes an electrocardiogram (ECG) on the heart 14 via the electrode arrangement 15a, 15b and uses this to determine whether a natural stimulation of the heart 14 is taking place or not. If the input stage 16 detects a spontaneous cardiac action, the input stage 16 sends an inhibition signal to the pulse generator 19, the internal timers of which are then reset so that the delivery of a stimulation pulse remains undone.
  • ECG electrocardiogram
  • the pacemaker 18 only sends a stimulation pulse to the heart 14 if no natural stimulation occurs within a certain time.
  • the time that the pacemaker 18 waits until the heart 14 is artificially stimulated is dependent on the set adaptive heart rate.
  • the pacemaker 18 should, however, set a higher heart rate.
  • a further input stage 13 is therefore provided, which continuously measures the electrical signal applied to the electrode arrangement 15a, 15b and isolates the MAP therefrom.
  • This input stage 13 is followed by a computing unit 17 which determines the physiologically adapted heart rate RATE as a function of the MAP and controls the pulse generator 19 accordingly.
  • the control of the pulse generator tors 19 takes place in such a way that the MAP remains largely constant.
  • the pacemaker wearer is always stimulated with the physiologically sensible heart rate taking into account the respective load.
  • FIGS. 5a to 5f show examples of the time dependence of the measured voltage when the atrial monophasic action potential MAP is recorded, which were recorded in various arrangements by means of fractal electrodes.
  • the characteristic morphology of the MAP can be seen particularly well in FIGS. 5a, 5b and 5e, 5f, with larger electrode spacings or — as in FIGS.
  • the morphology tends to change towards an intracardiac EKG (IEKG) or a conventional evoked potential.
  • IEKG intracardiac EKG
  • the MAP represents a total potential which results from the superimposition of transmembrane potentials near the electrodes and thus physiologically reflects the activity of the autonomic nervous system (ANS), with both sympathetic and parasympathetic activity in the MAP signal due to the measurement in the atrium Entrance takes place.
  • ANS autonomic nervous system
  • the embodiment of the invention is not limited to the preferred exemplary embodiments specified above. Rather, a number of variants are conceivable which make use of the solution shown, even in the case of fundamentally different types.
  • the invention can be used in particular for various types of stimulation of human and animal tissue.
  • the use in cardiac stimulation is not limited to the stimulation of a chamber.
  • Use in two-chamber (DDD) pacemakers in which a MAP signal is recorded in one or both chambers is also preferably possible.

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Abstract

Elektrodenanordnung zur Abgabe von elektrischen Impulsen an das Gewebe (14) und zur Erfassung von elektrischen Signalen von dem Gewebe (14), mit einer ersten Elektrode (15a) zur unmittelbaren elektrischen Kontaktierung des Gewebes (14) und einer zur ersten Elektrode (15a) elektrisch isolierten zweiten Elektrode (15b) zur elektrischen Kontaktierung des Gewebes in der Umgebung der ersten Elektrode (15a), wobei mindestens eine der beiden Elektroden (15a, 15b) zur Verringerung des Phasengrenzimpedanz und des nach der Abgabe eines Impulses an das Gewebe (14) auftretenden Nachpotentials zur Ermöglichung der Messung des monophasischen Aktionspotentials eine fraktale Oberflächenstruktur und/oder eine elektroaktive Beschichtung aufweist sowie MAP-gesteuertes Stimulationssystem.

Description

Elektrodenanordnung und Stimulationssystem
Beschreibung
Die Erfindung betrifft eine Elektrodenanordnung gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1 sowie ein Stimulationssystem gemäß Anspruch 12. Vielfältige elektrophysiologische Untersuchungen des mono- phasischen Aktionspotentials (MAP) zeigen, daß dieses den zeitlichen Verlauf des Transmembranpotentials mit großer Genauigkeit widerspiegelt. Im Gegensatz zur Messung des Transmembranpotentials, welche nur an isolierten Gewebepro¬ ben möglich ist, läßt sich das MAP mittels am Myokard an¬ liegender Elektroden messen. Im Hinblick auf eine breite klinische Anwendung eröffnet sich damit der Zugang zu den in diesem Signal enthaltenen umfangreichen Informationen über den Zustand der Myokardzellen. Die Änderung der Mor¬ phologie des MAP unter dem Einfluß antiarrhythmischer Medi¬ kamente oder in Abhängigkeit von der Herzfrequenz eröffnet vielfältige Möglichkeiten für die breite klinische Diagno¬ stik und Therapie unter anderem im Rahmen einer Schrittma- chertherapie des Herzens. Gerade die Schrittmachertherapie als Langzeitbehandlung über Zeiträume von teilweise mehr als 10 Jahren stellt besonders hohe Anforderungen an die Elektrode als Sensor des MAP.
In HARDMAN, YOUNG, WALKER, BIGGS, SEED, NOBLE: A MULTI- ELECTRODE CATHETER FOR SIMULTANEOUS PACING AND REGISTRATION OF ENDOCARDIAL MONOPHASIC ACTION POTENTIAL, Europ. Jour. C.P.E., 1991, 2, Vol.1:75-82 ist eine endokardiale Elektro¬ denanordnung beschrieben, die sowohl die Messung des mono- phasischen Aktionspotentials als auch die Stimulation des Herzens erlaubt und aus vier Elektroden besteht, von denen zwei zur Stimulation des Herzens und zwei zur Messung des MAPs dienen.
Die Oberflächen der zur Messung des MAPs bestimmten Elek¬ troden bestehen hierbei aus Ag/AgCl, um eine große Phasen- grenzkapazität und eine geringe Phasengrenzimpedanz zu er- reichen. Dadurch kann wegen der vernachlässigbaren Polari- sierbarkeit eine ungestörte DC-gekoppelte Messung des MAP erfolgen. Die Stimulationselektroden weisen dagegen eine polierte Oberfläche auf.
Ein schwerwiegender Nachteil der vorbekannten Elektrodenan¬ ordnung ist darin zu sehen, daß die Silberchloridschicht der Ag/AgCl-Elektroden bei Kontakt mit biologischem Gewebe nicht langzeitstabil ist und das gelöste Silberchlorid auf¬ grund seiner Toxizität zu entzündlichen Reaktionen des um- liegenden Gewebes führt.
Die vorbekannte Elektrodenanordnung eignet sich also nicht zu einer dauerhaften intrakorporalen Messung des monophasi- schen Aktionspotentials.
Darüber hinaus ist bei der vorbekannten Elektrodenanordnung eine Trennung der Elektroden für die Stimulation des Her¬ zens von den Elektroden für die Messung des MAPs erforder¬ lich, da andernfalls das auf einen Stimulationsimpuls des Herzschrittmachers folgende Nachpotential die Messung des MAPs verfälschen würde. So wirkt die Grenzschicht zwischen Elektrode und dem umgebenden Gewebe als Kondensator mit ei¬ ner bestimmten Kapazität. Bei einem Stimulationsimpuls fließt nun über diese Grenzschicht ein elektrischer Strom, der die als Kondensator wirkende Grenzschicht auflädt, so daß über der Grenzschicht nach dem Abklingen des Stimulati- onsimpulses eine elektrische Spannung anliegt. Die Grenz¬ schicht wird zwar nach dem Ende des Stimulationsimpulses wieder entladen, allerdings verfälscht dieses sogenannte Nachpotential die Messung des MAPs. Ein Nachteil der vorbekannten Elektrodenanordnung ist des¬ halb darin zu sehen, daß vier Elektroden und entsprechend vier Zuleitungen erforderlich sind.
Der Erfindung liegt somit die Aufgabe zugrunde, eine Elek- trodenanordnung bzw. ein Stimulationssystem zu schaffen, welches die Messung des MAPs ermöglicht und die vorstehend anhand des Standes der Technik genannten Nachteile vermei¬ det.
Die Aufgabe wird ausgehend von einer Elektrodenanordnung gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1 durch dessen kenn¬ zeichnende Merkmale bzw. - hinsichtlich des Stimulationssy¬ stems durch die Merkmale des Anspruchs 12 gelöst.
Die Erfindung schließt die technische Lehre ein, bei einer Elektrodenanordnung die Oberfläche fraktal auszubilden oder mit einer elektroaktiven Beschichtung zu versehen, um die Phasengrenzimpedanz zu verringern und damit die Messung des MAPs zu ermöglichen.
Der Begriff Elektrodenanordnung ist hierbei allgemein zu verstehen und umfaßt sowohl Elektrodenanordnungen zur dau- erhaften Stimulation im Rahmen einer Schrittmachertherapie als auch temporär einsetzbare Elektrodenanordnungen. Auch ist die Erfindung nicht auf solche Elektrodenanordnungen beschränkt, die zur Herzstimulation dienen, sondern auch bei der Bekämpfung von Tachykardiezuständen anwendbar.
Die erfindungsgemäße Elektrodenanordnung weist zwei Elek¬ troden auf, von denen die eine - auch als differente Elek¬ trode bezeichnet - das Herz elektrisch unmittelbar kontak¬ tiert, während die andere - auch als indifferente Elektrode bezeichnet - das umliegende Gewebe elektrisch kontaktiert. Wichtig ist hierbei, daß die beiden Elektroden - abgesehen von der Verbindung durch das dazwischen gelegene Gewebe - elektrisch gegeneinander isoliert sind und somit eine bipo- lare Elektrodenanordnung bilden.
In einer bevorzugten Variante der Erfindung weist minde¬ stens eine Elektrode eine fraktale Oberflächenstruktur auf, welche die wirksame Oberfläche der Elektrode vergrößert und damit die Phasengrenzimpedanz verringert. Die fraktale Oberflächenstruktur kann beispielsweise mit dem bekannten Magnetron-Kathodenzerstäubungsverfahren hergestellt werden. Hierbei wird auf einen vorzugsweise aus Titan bestehenden Träger eine Beschichtung aus Iridium aufgebracht, die eine fraktale Oberflächenstruktur aufweist. Der Werkstoff Titan eignet sich als Trägermaterial hervorragend wegen der guten Bioverträglichkeit, d.h. Titan wird vom Körper nicht abge¬ stoßen und bei Kontakt mit menschlichem Gewebe auch nicht zersetzt.
Bei der Beschichtung des Trägers werden beispielsweise auf eine halbkugelförmige Elektrodenoberfläche zahlreiche klei¬ ne Halbkugeln aus dem Beschichtungsmaterial aufgebracht. Hierdurch läßt sich die aktive die Oberfläche der Elektrode in einem ersten Schritt verdoppeln. Auf die Oberfläche die¬ ser Halbkugeln werden dann jeweils zahlreiche noch kleinere Halbkugeln aufgebracht. In n solchen Schritten mit jeweils kleineren Halbkugeln als im vorangegangenen Schritt läßt sich die aktive Oberfläche der Elektrode auf das 2n-fache vergrößern.
Bei der Herstellung der fraktalen Oberflächenstruktur ist es nicht erforderlich, daß jeweils Halbkugeln aufgebracht werden. Vielmehr lassen sich die fraktalen Elemente mit na¬ hezu allen geometrischen Formen bilden. Entscheidend ist, daß die fraktalen Elemente einer Schicht jeweils auf die Oberfläche der fraktalen Elemente der unmittelbar darunter- liegenden Schicht aufgebracht werden, wobei die Größe der fraktalen Elemente nach außen hin abnimmt.
Durch die fraktale Oberflächenstruktur der Elektrode ist die aktive Oberfläche der Elektrode gegenüber einer gleich großen herkömmlichen Elektrode auf mehr als das tausendfa- ehe vergrößert, was vorteilhaft zu einer entsprechend ver¬ ringerten Phasengrenzimpedanz führt.
An der Oberfläche der Elektrode bildet sich wegen des Di¬ polcharakters des Wassermoleküls eine Monolage aus Wasser¬ molekülen. So werden in Abhängigkeit von der Polarität der Elektrode entweder die Wasserstoffatome oder die Sauer¬ stoffatome von der Elektrode angezogen bzw. abgestoßen.
Die Grenzschicht zwischen einer Elektrode und dem umliegen¬ den, vorwiegend aus Wasser bestehenden Gewebe läßt sich so¬ mit als Plattenkondensator betrachten mit der Elektroden- Oberfläche als der einen Platte, dem Elektrolyten als der anderen Platte und der dazwischenliegenden Monolage aus Wassermolekülen als Dielektrikum.
Der Stromtransport zwischen der Elektrode und dem Gewebe erfolgt bei den erfindungsgemäßen fraktalen Elektroden vor- wiegend kapazitiv. Beim Anlegen einer Spannung zwischen der Elektrode und dem Elektrolyten kommt es zu einem dielektri¬ schen Verschiebungsstrom. Der Ubergangswiderstand zwischen der Elektrode und dem umliegenden Gewebe hängt also von der Phasengrenzkapazität ab, die sich bekanntermaßen nach fol¬ gender Formel berechnet:
=f'£*oM
Da die fraktalen Elektroden eine sehr große Oberfläche A aufweisen, ist auch deren Phasengrenzkapazität groß und da¬ mit die Phasengrenzimpedanz sehr klein. Deshalb sind bei MAP-Messungen mit den erfindungsgemäßen fraktalen Elektro¬ den unter Verwendung von Meßschaltungen mit Eingangswider¬ ständen von mehr als einigen 10 kΩ Verfälschungen des Meß- Signals durch das Ubertragungsverhalten der Phasengrenze vernachlässigbar. Mit den erfindungsgemäßen fraktalen Elek¬ troden läßt sich deshalb vorteilhaft eine relativ große Empfindlichkeit bei der Messung des MAPs auch bei niedrigen Frequenzen erreichen. Darüber hinaus zeichnen sich fraktale Elektroden aufgrund ihrer niedrigen Phasengrenzimpedanz durch ein ausgezeichnetes Signal-Rausch-Verhältnis aus, was insbesondere bei einer Signalformanalyse des MAPs vorteil¬ haft ist.
Darüber hinaus folgt aus der Vergrößerung der aktiven Elek- trodenoberfläche eine Verringerung des störenden Einflusses des Nachpotentials im Anschluß an einen Stimulationsimpuls. Bei der Stimulierung des Herzens durch einen Herzschrittma¬ cher fließt während der Dauer des Stimulationsimpulses ein elektrischer Strom über die Phasengrenze zwischen der Elek- trode und dem umliegenden Gewebe. Dabei wird die Phasen¬ grenzkapazität aufgeladen. Nach dem Ende des Stimulations¬ impulses wird die Phasengrenzkapazität zwar wieder entla- den, allerdings verfälscht das Nachpotential während der Entladedauer die Messung des MAPs.
Die Spannung, auf die die Phasengrenzkapazität aufgeladen wird, berechnet sich dabei nach folgender, ebenfalls allge- mein bekannter Formel:
Figure imgf000010_0001
wobei I der kapazitive Strom über die Phasengrenze und CH die Phasengrenzkapazität ist. Die fraktalen Elektroden wei¬ sen nun eine extrem große Oberfläche und damit auch eine extrem große Phasengrenzkapazität auf. Aus der obenstehen¬ den Gleichung ist ersichtlich, daß die Spannung, auf die die Phasengrenze aufgeladen wird, bei einer großen Phasen¬ grenzkapazität sehr klein ist. Fraktale Elektroden mit ei¬ ner großen Oberfläche weisen deshalb nur ein sehr geringes störendes Nachpotential auf. Aus diesem Grund kann die Sti¬ mulation des Herzens und die Messung des MAPs bei Verwen¬ dung fraktaler Elektroden vorteilhaft mit demselben Elek¬ trodenpaar erfolgen.
Die fraktalen Elektroden weisen also einen anderen Strom- transportmechanismus auf als die vorbekannten Ag/AgCl-Elek- troden.
Dies ermöglicht eine dauerhafte Verwendung der erfindungs¬ gemäßen Elektrodenanordnung insbesondere in Verbindung mit einem ANS-gesteuerten Herzschrittmacher. So lassen sich aus der Morphologie des MAPs Informationen über die Aktivität des autonomen Nervensystems (ANS) gewinnen, so daß das MAP zur Ratensteuerung des Herzschrittmachers herangezogen wer¬ den kann.
Ein weiterer Vorteil der fraktalen Elektroden ist darin zu¬ sehen, daß die Empfindlichkeit gegenüber Änderungen des Elektrodenandrucks wesentlich geringer ausgeprägt ist als bei den eingangs beschriebenen vorbekannten Ag/AgCl- Elektroden, was die Verwendung großflächiger Elektroden er¬ möglicht.
In einer anderen Variante der Erfindung ist dagegen vorge- sehen, mindestens eine der beiden Elektroden zur Verringe¬ rung der Phasengrenzimpedanz insbesondere bei niedrigen Frequenzen mit einer elektroaktiven Beschichtung zu verse¬ hen, die beispielsweise aus einem iridiumoxid-haltigen Ma¬ terial bestehen kann.
In einer Variante der Erfindung von eigener schutzwürdiger Bedeutung sind die beiden Elektroden zu jeweils einer Sym¬ metrieachse symmetrisch ausgebildet und so angeordnet, daß die Symmetrieachsen der beiden Elektroden im wesentlichen fluchten. Hierdurch wird der störende Einfluß von spontan erregten lEKG-Signalen bzw. evozierten Myokardpotentialen auf die Messung des MAP weiter minimiert.
Bei der Kontaktierung von menschlichem Gewebe hängt der Ubergangswiderstand vom Anpreßdruck der Elektrode ab. Diese Abhängigkeit ist bei fraktalen Elektroden zwar - wie vor- stehend erwähnt - geringer ausgeprägt als bei Ag/AgCl-Elek- troden, wirkt sich jedoch nach wie vor aus.
Bei einem großen Anpreßdruck wird eine gute Formanpassung von Elektrode und Gewebe und damit ein geringer Übergangs- widerstand erreicht. Dies spricht zunächst für eine mög¬ lichst spitze Form der Elektrode, da sich hierbei die An¬ preßkraft auf eine kleine Fläche verteilt und somit ein ho¬ her Anpreßdruck erreicht wird.
Andererseits ist der Übergangswiderstand von der wirksamen Kontaktfläche zwischen Gewebe und Elektrode abhängig. So weisen Elektroden mit einer großen Kontaktfläche eine rela¬ tiv geringen Übergangswiderstand auf. Dies spricht für eine flächige Form der Elektrode.
In einer Variante der Erfindung von eigener schutzwürdiger Bedeutung ist deshalb eine Elektrode im wesentlichen halb¬ kugelförmig oder halbkugelschalenförmig ausgeführt. Eine derartige Form stellt einen guten Kompromiß dar zwischen der Forderung eines hohen Anpreßdrucks und damit einer mög- liehst spitzen Form einerseits und der Forderung nach einer großen Kontaktfläche und damit einer möglichst flächigen Form andererseits.
Bei der erfindungsgemäßen Elektrodenanordnung dient eine Elektrode bei der Messung des monophasischen Aktionspoten- tials zur unmittelbaren Kontaktierung des Herzmuskels, wäh¬ rend die andere Elektrode als Gegenelektrode das umliegende Gewebe kontaktiert. Da das Potential der den Herzmuskel kontaktierenden Elektrode durch dessen Potential bestimmt ist, wird diese Elektrode auch als differente Elektrode be- zeichnet. Das Potential der anderen Elektrode ist dagegen auch von dem Stromfluß zwischen dieser Elektrode und der differenten Elektrode abhängig. Das Potential der anderen Elektrode "schwimmt" also. Diese Elektrode wird deshalb auch als indifferente Elektrode bezeichnet. In einer Variante der Erfindung von eigener schutzwürdiger Bedeutung sind die beiden fraktalen Elektroden in einem Ab¬ stand von im wesentlichen fünf Millimetern zueinander ange¬ ordnet. Bei einer derartigen Anordnung der Elektroden wer- den vorteilhaft sowohl bei Spontanerregung als auch bei Stimulation MAPs gleicher Morphologie gemessen, so daß die Messung des MAPs durch die Abgabe eines Stimulationsimpul¬ ses nicht oder nur unwesentlich verfälscht wird.
In einer Variante der Erfindung von eigener schutzwürdiger Bedeutung ist die erfindungsgemäße Elektrodenanordnung aus dem gleichen Grund so angeordnet, daß die differente Elek¬ trode das Meßobjekt, beispielsweise den Herzmuskel, kontak¬ tiert, während die indifferente Elektrode bezüglich der Myokardoberflache senkrecht über der differenten Elektrode angeordnet ist. Hierdurch wird vorteilhaft der störende Einfluß spontan erregter IEKG-Signale bzw. evozierter Myo- kardpotentiale minimiert.
Das MAP enthält - wie bereits eingangs erwähnt - vielfälti¬ ge Informationen, wie beispielsweise Sympathikus- und Pa- rasympathikustonus (Informationen des autonomen Nervensy¬ stems) , die im Rahmen einer Schrittmachertherapie zur Opti¬ mierung des Schrittmacherverhaltens ausgewertet werden kön¬ nen und eine ANS-Steuerung der Schrittmacher-Rate ermögli¬ chen. Darüber hinaus enthält das MAP Informationen über sich anbahnende Arrhythmien, was eine rechtzeitige Bekämp¬ fung von Tachykardiezuständen ermöglicht.
In einer vorteilhaften weiterbildenden Variante der Erfin¬ dung ist die Elektrodenanordnung deshalb in ein Stimulati¬ onssystem integriert. Zur Stimulation des Herzens ist hierbei ein Impulsgenerator vorgesehen, der zur Abgabe von Stimulationsimpulsen mit mindestens einer der beiden Elektroden verbunden ist. Die Stimulation des Herzens kann also wahlweise unipolar oder bipolar erfolgen. Zur Beeinflussung des Stimulationsverhal¬ tens des Impulsgenerators weist dieser einen Steuereingang auf. Auf diese Weise ist es beispielsweise möglich, das Escape-Intervall des Herzschrittmacher bei einer Belastung des Herzschrittmacherträgers entsprechend anzupassen. Die Erfindung ist jedoch nicht auf die Anpassung des Escape- Intervalls beschränkt. Vielmehr ist es möglich, verschiede¬ ne Betriebsparameter des Herzschrittmachers an die Bela¬ stung anzupassen.
Da das über die Elektroden aufgenommene Meßsignal neben dem monophasischen Aktionspotential auch hochfrequente Störun¬ gen sowie die von spontanen Herzaktionen herrührenden elek¬ trischen Signale enthält, sind gemäß der Erfindung Mittel vorgesehen, um das MAP aus dem über die beiden Elektroden aufgenommenen Meßsignal zu isolieren. In einer bevorzugten Ausführungsform weisen diese Mittel ein Bandpaßfilter auf, dessen obere Grenzfrequenz vorzugsweise kleiner ist als 5000 Hz. Die untere Grenzfrequenz sollte dagegen unterhalb von 0,5 Hz liegen, um auch niederfrequente Signalanteile auswerten zu können.
Darüber hinaus ist es jedoch auch möglich, Korrelationsfil¬ ter oder andere Signalverarbeitungstechniken zu verwenden, um das MAP aus dem Meßsignal zu isolieren.
Weiterhin sind gemäß der Erfindung Mittel vorgesehen, um aus dem MAP den physiologisch angepaßten Wert der Steuer- große zu ermitteln. Vorzugsweise wirkt sich das MAP auf die Stimulationsrate aus, um unter Berücksichtigung der jewei¬ ligen physischen oder psychischen Belastung des Herz¬ schrittmacherträgers eine ausreichende Herzleistung sicher¬ zustellen. Es hat sich hierbei gezeigt, daß die physiologisch sinnvolle Herzrate aus der Zeitdauer des MAPs ermittelt werden kann. In einer Variante der Erfindung sind deshalb Mittel vorgesehen, um die Zeitdauer des MAPs bzw. die Breite des MAP-Impulses zu bestimmen. Der auf diese Weise ermittelte Wert wird dann einer Zuordnungseinheit zu- geführt, die jedem Wert der MAP-Dauer entweder direkt einen Wert der Stimulationsrate oder einen Änderungswert der Sti¬ mulationsrate zuordnet, wobei der Änderungswert angibt, um welchen Wert der aktuelle Wert der Stimulationsrate verän¬ dert werden soll. In Abhängigkeit davon wird dann das Steu- ersignal erzeugt, das den Impulsgenerator ansteuert.
Im Betrieb des Herzschrittmachers kann das über die Elek¬ trodenanordnung abgenommene Meßsignal des MAP Schwankungen unterliegen, die nicht aktivitätsabhängig sind, sondern beispielsweise aus einer geringfügig veränderten Position der Elektrodenanordnung im Körper des Herzschrittmacherträ¬ gers oder Alterungserscheinungen des Herzschrittmacher¬ trägers resultieren. Da eine Auswirkung derartiger Schwan¬ kungen auf die Stimulationsrate des Herzschrittmachers un¬ erwünscht ist und die Aktivität des autonomen Nervensystems des Herzschrittmacherträgers in besonderem Maße die Morpho¬ logie des MAP beeinflußt, wird in einer bevorzugten Ausfüh¬ rungsform dieser Variante nicht die Größe des MAPs, sondern dessen Morphologie zur Ratensteuerung verwendet.
Eine Möglichkeit zur Erfassung der Morphologie des MAPs be- steht darin, daß MAP einer Fourier-Analyse zu unterziehen und auf diese Weise dessen Frequenzspektrum zu ermitteln. Die angemessene Herzrate ergibt sich dann aus dem Wert des Frequenzgangs für bestimmte Frequenzen, bei denen der Fre¬ quenzgang eine besonders signifikante Abhängigkeit von der Aktivität des autonomen Nervensystems des Herzschrittma¬ cherträgers zeigt.
In einer anderen Ausführungsform ist dagegen vorgesehen, das Meßsignal des MAPs abzutasten und die Abtastwerte mit vorgegebenen Werten zu vergleichen. Da das MAP entsprechend der jeweiligen Herzrate periodisch ist, wird hierbei je¬ weils ein bestimmtes Zeitfenster innerhalb eines Herzzy¬ klus' betrachtet, um die Auswirkungen der periodischen Schwankung des MAPs auf die Messung zu unterdrücken. Die angemessene Herzrate ergibt sich dann aus den Amplituden der einzelnen Abtastwerte, die die Morphologie des MAPs wi¬ derspiegeln.
Von großer therapeutischer Bedeutung ist die Bestimmung der MAP-Dauer bei verschiedenen Repolarisationsstufen.
Das MAP enthält - wie bereits vorstehend erwähnt - Informa- tionen über sich anbahnende Tachykardiezustände. In einer vorteilhaften Variante der Erfindung ist deshalb vorgese¬ hen, daß MAP einer Signalverarbeitungseinheit zuzuführen, die das MAP analysiert und beurteilt, ob ein Tachykardiezu- stand bevorsteht. In einem derartigen Fall gibt die Signal- Verarbeitungseinheit ein Steuersignal an den Impulsgenera¬ tor oder einen Defibrillator, der deraufhin in eine beson¬ deren Betriebsart wechselt, die die Prävention oder Bekämp¬ fung der Tachykardie in an sich bekannter Weise ermöglicht.
Andere vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen gekennzeichnet bzw. werden nachstehend zusammen mit der Beschreibung der bevorzugten Ausführung der Erfindung anhand der Figuren näher dargestellt. Es zei¬ gen:
Figur la bis ld verschiedene Ausführungsformen von Elektro- denanordnungen mit zwei bis sieben Elektroden,
Figur 2a bis 2e mehrere bipolare Elektrodenanordnungen,
Figur 3a bis 3c eine Prinzipdarstellung einer fraktalen Oberflächenstruktur in verschiedenen Stadien des Herstellungsprozesses,
Figur 4 ein Stimulationssystem als Blockschaltbild, sowie
Figur 5a bis 5c jeweils ein Diagramm eines monophasischen Aktionspotentials.
Figur la zeigt als bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Er¬ findung eine implantierbare bipolare Elektrodenanordnung, die im wesentlichen aus einer halbkugelschalenförmigen er¬ sten Elektrode 1 und einer ringförmigen zweiten Elektrode 2 besteht, die so angeordnet sind, daß deren Symmetrieachsen im wesentlichen fluchten. Der Abstand zwischen den beiden Elektroden 1, 2 beträgt ca. 5 mm. Durch diese Anordnung wird vorteilhaft erreicht, daß bei der Messung des MAPs so¬ wohl bei Spontanerregung als auch bei Stimulation des Her¬ zens das MAP die gleiche Morphologie aufweist. Dies ist wichtig bei der Auswertung des zeitlichen Verlaufs des MAPs bei der klinischen Diagnostik beispielsweise von Arrythmien des Herzens.
Die beiden Elektroden 1, 2 bestehen jeweils aus einem Trä¬ ger aus Titan und einer Beschichtung aus Iridium. Die Ver- endung von Titan als Material für den Träger ist vorteil¬ haft, da Titan bioverträglich ist, d.h. Titan wird vom Kör¬ per nicht abgestoßen und geht auch keine chemischen Reak¬ tionen mit dem Körpergewebe ein. Die Beschichtung mit Iridium hat die Funktion, die aktive Oberfläche der Elek¬ troden 1, 2 zu vergrößern. So werden beispielsweise auf die halbkugelschalenförmige Elektrode 1 zahlreiche aus Iridium bestehende Halbkugeln aufgebracht, wobei der Radius dieser Halbkugeln wesentlich geringer ist als der Radius der Elek- trode 1 selbst. Auf diese Halbkugeln werden dann wiederum aus Iridium bestehende, noch kleinere Halbkugeln aufge¬ bracht, wodurch die aktive Oberfläche der Elektrode 1 aber¬ mals vergrößert wird. Durch die n-malige Wiederholung die¬ ses Schritts in einem zusammenhängenden Aufwachsprozeß mit immer kleineren Halbkugeln läßt sich so die aktive Oberflä¬ che der Elektrode 1 auf das 2n-fache steigern.
In der gleichen Weise wird die aktive Oberfläche der ring¬ förmigen zweiten Elektrode 2 vergrößert.
Die halbkugelschalenförmige differente Elektrode 1 - dient bei der Messung des MAPs zur unmittelbaren Kontaktierung des Herzmuskels, während die ringförmig ausgebildete indif¬ ferente Elektrode 2 das die differente Elektrode 1 umgeben¬ de Gewebe kontaktiert.
Figur lb zeigt als weiteres Ausführungsbeispiel der Erfin- düng eine 4-polige Elektrodenanordnung, die sich insbeson¬ dere zur Messung des MAPs eignet.
Die Elektrodenanordnung weist - wie die bereits in Figur la dargestellte Elektrodenanordnung - eine halbkugelschalen¬ förmige erste Elektrode 1 zur Kontaktierung des Herzmuskels und eine ringförmige zweite Elektrode 2 als Gegenelektrode auf. Der Abstand der beiden Elektroden 1, 2 beträgt eben¬ falls 5 mm. Im Gegensatz zu der in Figur la dargestellten Elektrodenanordnung weist die halbkugelschalenförmige Elek- trode 1 hier eine parallel zu ihrer Symmetrieachse verlau¬ fende kreisförmige Bohrung auf, in die eine stabförmige Elektrode 3 eingesteckt ist.
Zwischen der halbkugelschalenförmigen Elektrode 1 und der ringförmigen Elektrode 2 ist eine weitere Elektrode 4 ange- ordnet. Das elektrische Potential dieser Elektrode 4 ergibt sich bei der Messung aus dem zwischen den Elektroden 3, 4 fließenden Strom, ist also nicht festgelegt. Diese Elektro¬ de 4 wird deshalb auch als indifferente Elektrode bezeich¬ net.
Im Gegensatz dazu wird das Potential der halbkugel¬ schalenförmigen Elektrode 1 und der an dieser befestigten stabförmigen Elektrode 3 durch das Potential des Herzmus¬ kels an der Kontaktstelle bestimmt und ist deshalb festge¬ legt. Dies Elektroden 1, 3 werden deshalb als differente Elektroden bezeichnet.
Die halbkugelschalenförmige Elektrode 1 und die ringförmige Elektrode 2 weisen - wie bei der in Figur la dargestellten Elektrodenanordnung - eine fraktale Oberflächenstruktur auf. Hierdurch wird vorteilhaft die aktive Oberfläche der Elektrode 1, 2 und damit die Phasengrenzkapazität der Elek¬ trode 1, 2 vergrößert und so die Phasengrenzimpedanz ver¬ ringert.
Figur lc zeigt als drittes Ausführungsbeispiel der Erfin¬ dung eine 7-polige Elektrodenanordnung mit einer halbkugel- schalen-förmigen Elektrode 1 zur Kontaktierung des Herzmus¬ kels und vier ringförmigen Gegenelektroden 2a bis 2d, die jeweils eine fraktale Oberflächenstruktur aufweisen, wo¬ durch die aktive Oberfläche der Elektroden 1 und 2a bis 2d und damit deren Phasengrenzkapazität vergrößert wird. Die halbkugelschalenförmige Elektrode 1 und die vier ring¬ förmigen Gegenelektroden 2a bis 2d sind so angeordnet, daß ihre Symmetrieachsen im wesentlichen fluchten.
Die halbkugelschalenförmige Elektrode 1 weist - wie in Fi- gur lc dargestellt - mittig eine parallel zur Symmetrie¬ achse verlaufende Bohrung zur Aufnahme einer stabförmigen Elektrode 3 auf. Zwischen der halbkugelschalenförmigen Elektrode 1 und der zu dieser unmittelbar benachbarten ringförmigen Elektrode 2a ist mittig eine weitere Elektrode 4 angeordnet.
Figur ld zeigt schließlich eine vierpolige Elektrodenanord¬ nung mit zwei ringförmigen Elektroden 2a', 2b', einer halb- kugelschalförmigen Elektrode 1 sowie einer stabförmigen Elektrode 3.
Weitere erfindungsgemäß ausgeführte bipolare Elektrodenan¬ ordnungen sind in den Figuren 2a bis 2e dargestellt.
Figur 2a zeigt eine bipolare endokardiale Elektrodenanord¬ nung zur Erfassung des monophasichen Aktionspotentials (MAP) , die einen schaftartigen Träger 5 zylindrischen Quer- Schnitts aufweist, der die beiden Elektroden 6, 7 aufnimmt und zur Isolierung der beiden Elektroden 6, 7 aus elek¬ trisch isolierendem Material besteht. An der Stirnseite des Trägers 5 befindet sich die zur Kon¬ taktierung des Herzmuskels vorgesehene differente Elektro¬ de 6, die halbkugelförmig ausgebildet ist und an ihrer den Herzmuskel kontaktierenden Außenfläche mit einer fraktalen Beschichtung versehen ist, um den Übergangswiderstand zwi¬ schen Elektrode 6 und Herzmuskel herabzusetzen.
Die indifferente Elektrode 7 dient dagegen zur Kontaktie¬ rung des den Herzmuskel umgebenden Gewebes und ist in einem Abstand von ca. 5 mm zu der differenten Elektrode 6 an der Mantelfläche des Trägers 5, diesen ringförmig umhüllend, angeordnet. Die Außenfläche der indifferenten Elektrode 7 ist ebenfalls mit einer fraktalen Beschichtung versehen, um den Übergangswiderstand herabzusetzen und somit eine gute Kontaktierung des Herzmuskels zu ermöglichen.
Die Anordnung der indifferenten Elektrode 7 in einem Ab¬ stand von ca. 5 mm zur differenten Elektrode 6 hat sich als vorteilhaft erwiesen, da das MAP bei einer derartigen An¬ ordnung sowohl bei Spontanerregung des Herzens als auch bei einer Stimulation des Herzens die gleiche Morphologie auf- weist, was bei einer diagnostischen Auswertung des MAPs von Vorteil ist.
Um die Elektrodenanordnung im implantierten Zustand zu fi¬ xieren und eine Wanderung im Körper des Herzschrittmacher¬ trägers zu verhindern sind an dem Träger 5 im Kopfbereich zwischen den beiden Elektroden 6, 7 mehrere Widerhaken 8 angebracht, die in einem Winkel von ca. 30° zur Längsachse des Trägers 5 abgewinkelt sind. Da die Elektrodenanordnung zur Kontaktierung mit dem Kopfbereich in den Herzmuskel eingeführt wird verhaken sich die Widerhaken 8 im Herzmus- kel und verhindern so eine Wanderung der Elektrodenanord- - 20 -
nung nach der Implantation. Zum einen wird hierdurch eine gesundheitliche Gefährdung des Herzschrittmacherträgers durch eine Verlagerung der Elektrodenanordnung verhindert. Zum anderen wird hierdurch erreicht, daß der Übergangswi- derstand zwischen Herzmuskel und Elektrodenanordnung nach der Implantation weitgehend konstant bleibt, was insbeson¬ dere zur Erfassung und Auswertung des MAPs wichtig ist, da die mit einer Verlagerung der Elektrodenanordnung verbunde¬ ne Änderung des dem Herzschrittmacher zugeführten Meßsi- gnals sonst zu Fehldiagnosen führen könnte.
Bei der in Figur 2b dargestellten Elektrodenanordnung er¬ folgt die Fixierung der Elektrodenanordnung dagegen nicht durch einen Widerhaken wie bei der in Figur 2a dargestell¬ ten und vorstehend beschriebenen Elektrodenanordnung, son- dern durch einen an der Stirnseite des schaftartigen Trä¬ gers 5 angeordneten schraubenfederförmigen Schraubansatz 9, der sich zu seinem freien Ende hin verjüngt und in die Her¬ zwand "eingeschraubt" werden kann. Der Schraubansatz 9 ist hierbei nicht starr mit der Elektrodenanordnung verbunden, sondern ausstoßbar und mittels Mandrin drehbar. Dies ist von entscheidender Bedeutung, da vor dem Ausstoßen des Schraubansatzes 9 MAP-Messungen stattfinden können, die als Kriterium für eine Optimierung der Elektrodenposition die¬ nen können.
Da bei dieser Bauart nur der Schraubansatz 9 in den Herz¬ muskel eindringt, nicht jedoch - wie bei der in Figur 2a dargestellten Elektrodenanordnung - mindestens ein Teil des Trägers 5, wird der Herzmuskel durch die Implantation der Elektrodenanordnung nur minimal traumatisiert. Die differente Elektrode 6 ist hierbei ebenfalls an der Stirnseite des Trägers 5 angeordnet und zur Verringerung des Übergangswiderstands mit einer fraktalen Beschichtung versehen, weist jedoch eine weitgehend ebene und damit re- lativ große Kontaktfläche auf, was vorteilhaft zu einem re¬ lativ geringen Ubergangswiderstand führt.
Die indifferente Elektrode 7 ist ebenfalls - wie bei der in Figur 2a dargestellten Elektrodenanordnung - ringförmig ausgebildet und zur Verringerung des Ubergangswiderstands mit einer fraktalen Beschichtung versehen und umhüllt den zylindrischen Träger 5 schalenförmig in einem Abstand von ca 10 mm zu der an der Stirnseite angebrachten differenten Elektrode.
Eine weitere Ausführungsform einer derartigen bipolaren Elektrodenanordnung ist in Figur 2c dargestellt.
Die Fixierung der Elektrodenanordnung erfolgt hierbei - wie bei der in Figur 2b gezeigten Elektrodenanordnung - durch einen an der Stirnseite der Elektrodenanordnung angeordne¬ ten Schraubansatz 9, der jedoch - im Gegensatz zu der in Figur 2b gezeigten Elektrodenanordnung - fest mit der Elek¬ trodenanordnung verbunden ist.
Ein weiterer Unterschied zu der in Figur 2b dargestellten Elektrodenanordnung besteht darin, daß die differente Elek¬ trode 6 in einem Abstand von nur 5 mm zur indifferenten Elektrode 7 angeordnet ist, was den Vorteil bietet, daß das MAP bei Spontanerregung des Herzens dieselbe Morphologie zeigt wie bei einer künstlichen Stimulation durch den Herz¬ schrittmacher, was bei einer diagnostischen Auswertung des MAPs beispielsweise zur Aktivitätssteuerung des Herz¬ schrittmachers vorteilhaft ist.
Ein weiterer Unterschied ist schließlich in der Form der an der Stirnseite des Trägers 5 angeordneten differenten Elek- trode 6 zu sehen, die im Gegensatz zu der in Figur 2b dar¬ gestellten Elektrodenanordnung topfförmig ist und eine we¬ sentlich größere axiale Erstreckung aufweist als eine plat- tenförmige Elektrode, was in einigen Fällen zu einer Ver¬ ringerung des Übergangswiderstands führt.
Im Gegensatz zu den in Figur 2a-c dargestellten Elektroden¬ anordnungen zeigen die Figuren 2d und 2e eine epikardiale Elektrodenanordnung zur temporären Kontaktierung des Myo- kards, wobei die Elektrodenanordnung zur Anlage an der Myo- kardaußenwand eine aus elektrisch isolierendem Material be- stehende elastische Platte 10 aufweist, aus der die halb¬ kugelförmig ausgebildete differente Elektrode 12 nach innen in den Myokard hineinragt. Die indifferente Elektrode 11 ist dagegen an der Außenseite der Platte 10 angebracht und ebenfalls halbkugelförmig ausgebildet.
Die Figuren 3a bis 3c geben eine schematische Darstellung zur Verdeutlichung des schrittweisen Aufbaus der Oberflä¬ chenstruktur einer fraktalen Elektrode, wie sie bei der er¬ findungsgemäßen Elektrodenanordnung - alternativ zu elek¬ troaktiven Elektroden - vorgesehen ist. Zunächst erfolgt - wie in Figur 3a zu erkennen - eine Ablagerung des auf eine glatte Unterlage (beispielsweise Titan bzw. eine Titanle¬ gierung) abgeschiedenen Beschichtungsmaterials (etwa Iridi¬ um) in annähernd halbkugelförmigen, d.h. im Querschnitt halbkreisförmigen Aggregaten in dichter Packung. Die Grund- form wird dann - wie die Figuren 3b und 3c erkennen lassen - überlagert durch eine maßstäblich verkleinerte Wiederho¬ lung dieser Form in mehreren Stufen. Die verkleinerten For¬ melemente lagern sich dabei jeweils an der Oberfläche der nächst größeren Unterlage-Form an.
In der Praxis wird eine derartige fraktale Oberflächengeo¬ metrie beispielsweise durch geeignete Verfahrensführung ei¬ nes elektrostatischen Sprühbeschichtungsverfahrens (Sput- tern) realisiert. (Im Rahmen dieses kontinuierlichen Ver¬ fahrens sind die in den Figuren gezeigten Stufen natürlich räumlich und zeitlich nicht strikt zu trennen.) Als Be- schichtungsmaterial sind inerte - d.h. in Körperflüssigkei¬ ten sehr geringe Oxidationsneigung aufweisende - Elemente, Legierungen oder Verbindungen geeignet, die eine fraktale Geometrie ausbilden können, beispielsweise grundsätzlich Elemente, Legierungen oder Nitride, Carbide oder Carboni- tride aus der Gruppe Iridium, Platin, Gold oder auch Koh¬ lenstoff.
Die starke und hochgradig differenzierte Tiefenstaffelung der nach hinreichender Prozeßdauer erhaltenen Struktur führt zu einer wesentlichen Vergrößerung der aktiven Elek¬ trodenoberfläche um einen Faktor von bis zu 1000 und mehr und damit zu einer entsprechenden Verringerung der Phasen¬ grenzimpedanz.
Figur 4 zeigt einen aktivitätsgesteuerten Herzschrittmacher 18 zur Verwendung mit der in Figur la dargestellten Elek¬ trodenanordnung als Blockschaltbild.
Die Stimulierung des Herzens 14 erfolgt über die in Figur la detailliert dargestellte bipolare Elektrodenanordnung 15a, 15b, die endokardial angeordnet ist. Die Steuerung er- - 24 -
folgt dabei nach dem sogenannten Demand-Prinzip, d.h. der Herzschrittmacher 18 generiert nur dann einen Stimulation¬ simpuls und gibt diesen auf das Herz 14, wenn eine natürli¬ che Stimulation des Herzens 14 innerhalb einer bestimmten Zeit ausbleibt. Der Herzschrittmacher 18 weist deshalb eine Eingangsstufe 16 auf, die über die Elektrodenanordnung 15a, 15b laufend ein Elektrokardiogramm (EKG) am Herzen 14 ab¬ nimmt und daraus ermittelt, ob eine natürliche Stimulation des Herzens 14 stattfindet oder nicht. Falls die Eingangs- stufe 16 eine spontane Herzaktion detektiert, so gibt die Eingangsstufe 16 ein Inhibierungssignal an den Impulsgene¬ rator 19, dessen interne Zeitgeber daraufhin zurückgesetzt werden, so daß die Abgabe eines Stimulationsimpulses unter¬ bleibt.
Der Herzschrittmacher 18 gibt - wie oben beschrieben - nur dann einen Stimulationsimpuls auf das Herz 14, wenn inner¬ halb einer bestimmten Zeit keine natürliche Stimulation einsetzt. Die Zeit, die der Herzschrittmacher 18 bis zur künstlichen Stimulation des Herzens 14 wartet, ist dabei abhängig von der eingestellten adaptiven Herzrate. Bei ei¬ ner Belastung des Herzschrittmacherträgers sollte der Herz¬ schrittmacher 18 jedoch eine höhere Herzrate einstellen. Es ist deshalb eine weitere Eingangsstufe 13 vorgesehen, die laufend das an der Elektrodenanordnung 15a, 15b anliegende elektrische Signal mißt und daraus das MAP isoliert.
Dieser Eingangsstufe 13 nachgeschaltet ist eine Rechenein¬ heit 17, die in Abhängigkeit von dem MAP die physiologisch angepaßte Herzrate RATE bestimmt und den Impulsgenerator 19 entsprechend ansteuert. Die Ansteuerung des Impulsgenera- tors 19 erfolgt hierbei in der Weise, daß das MAP weitge¬ hend konstant bleibt.
Durch die Aktivitätssteuerung des Herzschrittmachers 18 wird der Herzschrittmacherträger unter Berücksichtigung der jeweiligen Belastung stets mit der physiologisch sinnvollen Herzrate stimuliert.
In Figur 5a bis 5f sind Beispiele für die Zeitabhängigkeit der gemessenen Spannung bei der Erfassung des atrialen mo- nophasischen Aktionspotentials MAP gezeigt, die mittels fraktaler Elektroden in verschiedenen Anordnungen aufgenom¬ men wurden.
Figur 5a bis 5c zeigen Verläufe spontan erregter MAP, die bei Elektrodenabständen einer differenten zu einer indiffe¬ renten fraktalen Elektrode von 4 mm (Figur 5a) bzw. 16 mm (Figur 5b) bzw. unter Anordnung einer indifferenten Elek¬ trode in der Vena subclavia (Figur 5c) aufgenommen wurden, während Figur 5d bis 5f die Potentialverläufe der durch Stimulation mit 140 min"1, U = 2 V über die Elektrodenkom¬ bination differente fraktale Elektrode/indifferente frak- tale Elektrode in 4 mm Abstand evozierten MAP mit den Figur 5a bis 5c entsprechend Erfassungs-Elektrodenanordnungen zeigen. Die charakteristische Morphologie des MAP ist be¬ sonders gut in Figur 5a, 5b bzw. 5e, 5f zu erkennen; bei größeren Elektrodenabständen bzw. - wie in Figur 5c und 5f - bei Anordnung der indifferenten Elektrode in der Vena subclavia tritt tendenziell eine Änderung der Morphologie hin zu einem intrakardialen EKG (IEKG) bzw. einem herkömm¬ lichen evozierten Potential auf. Physikalisch stellt das MAP ein Summenpotential dar, das sich aus der Überlagerung von Transmembranpotentialen in Elektrodennähe ergibt und somit physiologisch die Aktivität des autonomen Nervensystems (ANS) reflektiert, wobei in das MAP-Signal aufgrund der Messung im Vorhof sowohl Sympathi¬ kus- als auch Parasympathikusaktivität Eingang findet. Es stellt damit eine wertvolle Informationsquelle sowohl für eine frequenzadaptive Herzstimulation als auch zur Früher¬ kennung von atrialen (speziell tachykarden) Arrhytmien dar und ist somit nach Erkenntnis der Erfinder als Regelgröße eines ratenadaptiven Schrittmachers ebenso geeignet wie als Meßgröße für die Kartierung (das Mapping) und ggfs. Zerstö¬ rung von potentiell arrhythmieerzeugenden Reizleitungs¬ strukturen im Herzgewebe.
Die Erfindung beschränkt sich in ihrer Ausführung nicht auf die vorstehend angegebenen bevorzugten Ausführungsbeispie¬ le. Vielmehr ist eine Anzahl von Varianten denkbar, welche von der dargestellten Lösung auch bei grundsätzlich anders gearteten Ausführungen Gebrauch macht. Dabei läßt sich die Erfindung insbesondere bei verschiedenen Arten der Stimula¬ tion menschlichen und tierischen Gewebes verwenden. Die An¬ wendung bei der Herzstimulation ist nicht auf die Stimula¬ tion einer Kammer beschränkt. Bevorzugt ist auch die Verwendung in Zweikammer (DDD-)Schrittmachern möglich, bei denen eine MAP-Signal-Aufnahme in einer oder beiden Kammern erfolgt.
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Claims

Ansprüche
1. Elektrodenanordnung zur Abgabe von elektrischen Impul¬ sen an das Gewebe des Herzens (14) oder eines anderen Or¬ gans des menschlichen oder tierischen Körpers und zur Er¬ fassung von elektrischen Signalen von dem Gewebe, mit einer ersten Elektrode (1, 15a) zur unmittelbaren elektri¬ schen Kontaktierung des Gewebes und einer zur ersten Elek¬ trode (1, 15a) elektrisch isolierten zweiten Elektrode (2, 15b) zur elektrischen Kontaktierung des Gewebes in der Um¬ gebung der ersten Elektrode (1, 15a), dadurch gekennzeichnet, daß mindestens eine der beiden Elektroden (1, 2, 15a, 15b) zur Verringerung der Phasengrenzimpedanz und des nach der Abgabe eines Impulses an das Gewebe auftretenden Nachpoten¬ tials zur Ermöglichung der Messung des monophasischen Akti- onspotentials eine fraktale Oberflächenstruktur und/oder eine elektroaktive Beschichtung aufweist.
2. Elektrodenanordnung nach Anspruch 1, dadurch gekenn¬ zeichnet, daß die elektroaktive Beschichtung iridiumoxid- haltig ist.
3. Elektrodenanordnung nach einem der vorhergehenden An¬ sprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Abstand zwischen der ersten Elektrode (1, 15a) und der zweiten Elektrode (2, 15b) im wesentlichen fünf Millimeter beträgt.
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4. Elektrodenanordnung nach einem der vorhergehenden An¬ sprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die erste Elektrode (1, 15a) und die zweite Elektrode symmetrisch zu jeweils einer Symmetrieachse ausgebildet sind.
5. Elektrodenanordnung nach Anspruch 4, dadurch gekenn¬ zeichnet, daß die erste Elektrode (1, 15a) und die zweite Elektrode (2, 15b) so angeordnet sind, daß deren Symmetrie¬ achsen im wesentlichen fluchten.
6. Elektrodenanordnung nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, daß die erste Elektrode (1, 15a) und/oder die zweite Elektrode (2, 15b) zylindrisch oder hohl- zylindrisch ausgebildet ist.
7. Elektrodenanordnung nach einem der vorhergehenden An¬ sprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Länge der ersten Elektrode (1, 15a) und/oder der zweiten Elektrode (2, 15b) im wesentlichen sechs Millimeter beträgt.
8. Elektrodenanordnung nach einem der vorhergehenden An¬ sprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die erste Elektrode (1, 15a) und/oder die zweite Elektrode (2, 15b) im wesent- liehen die Form eines Kugelschnitts oder eines Kugelscha¬ lenschnitts aufweist.
9. Elektrodenanordnung nach einem der vorhergehenden An¬ sprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die erste Elektrode (1, 15a) und/oder die zweite Elektrode (2, 15b) im wesent¬ lichen aus einem Träger und einer eine fraktale Ober¬ flächenstruktur aufweisenden Beschichtung bestehen.
10. Elektrodenanordnung nach Anspruch 9, dadurch gekenn- zeichnet, daß der Träger im wesentlichen aus Titan besteht.
11. Elektrodenanordnung nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, daß die eine fraktale Oberflächenstruktur aufweisende Beschichtung iridium-haltig ist.
12. Stimulationssystem mit einer Elektrodenanordnung ins- besondere nach einem der vorhergehenden Ansprüche sowie einem Impulsgenerator (19), der ausgangsseitig zur Abgabe von Stimulationsimpulsen an das Gewebe (14) mit der Elek¬ trodenanordnung (15a, 15b) verbunden ist und zur Aufnahme eines das Stimulationsverhalten beeinflussenden Steuersi- gnals (RATE) einen Steuereingang aufweist, und einer Eingangsstufe (13, 17), die eingangsseitig zur Auf¬ nahme eines eine Zustandsgröße des Organismus widerspie¬ gelnden elektrischen Meßsignals mit der Elektrodenanordnung (15a, 15b) und ausgangsseitig zur Erzeugung des das Stimu- lationsverhalten des Impulsgenerators (19) beeinflussenden Steuersignals (RATE) in Abhängigkeit von dem Meßsignal mit dem Steuereingang des Impulsgenerators (19) verbunden ist, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel (13) vorgesehen sind zur Ermittlung des monopha- sischen Aktionspotentials (MAP) aus dem über die Elektro- denanordnung (15a, 15b) abgenommenen Meßsignal und zur Er¬ zeugung des das Stimulationsverhalten des Impulsgenerators (19) beeinflussenden Steuersignals (RATE) in Abhängigkeit von dem monophasischen Aktionspotential (MAP) .
13. Stimulationssystem nach Anspruch 12, , dadurch gekenn¬ zeichnet, daß es sich bei dem Stimulationssystem um einen Zweikammer-Schrittmacher handelt, der sowohl atriale als ventrikuläre MAP-Signale auswertet.
14. Stimulationssystem nach Anspruch 13, dadurch gekenn- zeichnet, daß die Mittel (13) zur Ermittlung des monophasi¬ schen Aktionspotentials (MAP) aus dem über die beiden Elek¬ troden aufgenommenen Meßsignal ein Bandpaßfilter oder ein Tiefpaßfilter aufweisen.
15. Stimulationssystem nach Anspruch 14, dadurch gekenn- zeichnet, daß die untere Grenzfrequenz des Bandpaßfilters oder des Tiefpaßfilters zwischen 0,1 und 0,5 Hz, insbeson¬ dere zwischen 0,25 und 0,5 Hz, gelegen ist.
16. Stimulationssystem nach einem der vorhergehenden An¬ sprüche 12 bis 14, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel vorgesehen sind zur Bestimmung der Zeitdauer des im Atrium abgenommenen monophasischen Aktionspotentials, daß eine Zuordnungseinheit vorgesehen ist, die jedem Wert der Zeitdauer des im Atrium abgenommenen monophasischen Ak¬ tionspotentials eine Stimulationsrate oder einen Änderungs- wert der Stimulationsrate zuordnet und ein entsprechendes Steuersignal zur Einstellung der Stimulationsrate des Im¬ pulsgenerators (19) erzeugt.
17. Stimulationssystem nach einem der vorhergehenden An- sprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Eingangsstufe zur Erfassung der Morphologie des mo¬ nophasischen Aktionspotentials (MAP) eine Abtastschaltung zur Erzeugung von Abtastwerten des monophasischen Akti- onspotentials (MAP) aufweist, daß die Eingangsstufe eine mit der Abtastschaltung verbun¬ dene Vergleichereinheit aufweist zum Vergleich der Ab¬ tastwerte untereinander und/oder mit vorgegebenen Ver¬ gleichswerten und zur Erzeugung des das Stimulations- verhalten beeinflussenden Steuersignals (RATE) .
18. Stimulationssystem nach einem der vorhergehenden An¬ sprüche, dadurch gekennzeichnet, daß zur Analyse des monophasischen Aktionspotentials zwecks Erkennung einer sich anbahnenden oder bereits bestehenden Taehykardie eine Signalverarbeitungseinheit vorgesehen ist, die zur Abgabe eines den Taehykardiezustand anzeigenden Steuersignals einen Steuerausgang aufweist, daß der Impulsgenerator (19) eine Betriebsart zur Tachykar- dieprävention oder -bekämpfung aufweist, die über einen Steuereingang aktivierbar ist, der mit dem Steuerausgang der Signalverarbeitungseinheit verbunden ist.
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