Die Erfindung betrifft eine Einzel-Elektrodensonde, insbesondere für implantierbare Cardioverter-Defibrillatoren (ICDs) mit den im Oberbegriff des Anspruches 1 angegebenen Merkmalen.
Zum Hintergrund der Erfindung ist festzuhalten, dass implantierbare Defibrillatoren üblicherweise mit Einzel-Elektrodensonden ausgerüstet sind, die über die vena cava und das rechte Atrium in das rechte Ventrikel des Herzens eingeführt sind. Defibrillatoren dienen u.a. zur Behandlung von Tachykardie-Zuständen, bei denen das mit einer pathologisch hohen Frequenz schlagende Herz durch Anwendung eines elektrischen Spannungsschocks mit Amplituden von einigen Hundert Volt in seinen Normalzustand gebracht wird.
Um den Zustand des Herzens erfassen zu können, verfügen implantierbare Cardioverter-Defibrillatoren über Eingangskanäle für die im Herzen atrial und ventrikulär gemessenen Signale, die in den Eingangskanälen elektrisch verstärkt und aufbereitet werden. Diese Eingangskanäle werden auch für die üblichen Herzschrittmacherfunktionen genutzt, über die ein ICD normalerweise verfügt. So wird bei einem VDD-Herzschrittmacher beispielsweise ventrikulär (= V) stimuliert, atrial und ventrikulär die Herzsignale erfasst (D = double) und die ventrikuläre Stimulation nur bei Notwendigkeit (D = demand) vorgenommen, also wenn das Herz keine ventrikuläre eigenstimulierte Aktion zeigt.
Problematisch ist die Erfassung des atrial zu messenden elektrischen Signals der Vorhoferregung, das in der Elektrokardiografie als P-Welle bezeichnet wird. Dieses Signal ist verhältnismässig klein und daher schwer zu detektieren. Die zu messende Signalqualität hängt zudem entscheidend von den Eigenschaften der im Atrium positionierten Elektroden ab. Bei Einzel-Elektrodensonden von Herzschrittmachern und ICDs sind dabei im Vorhof entweder ring- oder wendelförmige Elektroden platziert, die ohne Kontakt mit der Herzwand im Blutstrom schwimmen.
Ringelektroden von Herzschrittmachern sind nur wenige Millimeter lang und bieten daher akzeptable Wahrnehmungseigenschaften. Schockelektroden von Defibrillatoren müssen dagegen grossflächiger ausgelegt sein, damit trotz der hohen elektrischen Energien, die bei Verabreichung eines Schocks abgegeben werden, nicht zu hohe lokale Energiedichten entstehen. Letztere könnten das Herzgewebe nämlich schädigen.
Es ist nun bekannt, dass atriale Signale (P-Welle) über die ventrikuläre und atriale Schockelektrode erfasst werden können. Hierbei liegt jedoch ein Problem darin, dass die Schockelektroden üblicherweise eine Längenausdehnung aufweisen, die grösser ist als die elektrische Wellenfront, die über das Herzmuskelgewebe während der Erregung des Herzens wandert. Diese elektrische Wellenfront führt zu dem zu detektierenden Signal. Bei einer lang gestreckten Elektrode integrieren sich nun die positiven und negativen Amplituden der Wellenfront annähernd zu 0 und die damit messbaren Signale beschränken sich in erster Linie auf kleine Anfangs- und Endamplituden. Diese werden erzeugt, wenn die Wellenfront die wendelförmige Schockelektrode erreicht bzw. verlässt.
Zur Verbesserung der Detektionseigenschaften könnte nun daran gedacht werden, ähnlich der ventrikulären Spitzen- bzw. Ringelektrode (sofern Letztere vorhanden ist) eine entsprechende zusätzliche Elektrode mit relativ geringen Abmessungen im atrialen Bereich der Elektrodensonde anzubringen. Dies würde jedoch dazu führen, dass sich zu den bereits mindestens drei vorhandenen elektrischen Zuleitungen im Sondenkörper noch mindestens eine weitere Zuleitung hinzuaddieren würde. Für weitere Elektroden müssen immer mehr Zuleitungen vorgesehen werden, was zu einer dickeren und vor allem steiferen Elektrodensonde führen würde. Dies ist jedoch im Hinblick auf eine möglichst einfache Implantierbarkeit und Verträglichkeit der Sonde nicht erwünscht.
Ausgehend von den geschilderten Problemen zum Stand der Technik liegt der Erfindung die Aufgabe zu Grunde, eine Einzel-Elektrodensonde der gattungsgemässen Art so weiterzubilden, dass die Detektierbarkeit atrialer Reizsignale erheblich verbessert wird.
Diese Aufgabe wird durch die im Kennzeichnungsteil des Anspruches 1 angegebenen Merkmale gelöst. Insofern wird der atrialen Schockelektrode eine Detektionselektrode zur Erfassung des kardialen Vorhof-Reizsignals zugeordnet, wobei die Detektionselektrode jedoch keine eigene elektrische Zuleitung aufweist, sondern mit der atrialen Schockelektrode elektrisch verbunden ist. Somit können beide Elektroden, nämlich die Detektionselektrode und die atriale Schockelektrode eine gemeinsame Zuleitung aufweisen. Die Zahl der Zuleitungen in der Elektrodensonde braucht sich damit nicht zu erhöhen. Trotzdem wird durch die Detektionselektrode, die auf Grund ihrer Funktion sehr viel kleiner als die Schockelektrode ausgebildet ist, eine hohe Signalamplitude erreicht. Näheres dazu ergibt sich aus der Beschreibung des Ausführungsbeispiels.
Die abhängigen Ansprüche kennzeichnen vorteilhafte Weiterbildungen der erfindungsgemässen Elektrodensonde. So kann der elektrische Anschluss der Detektionselektrode in sehr einfacher Weise durch eine Verlängerungsleitung der Zuleitung der atrialen Schockelektrode realisiert werden. Auch eine Fortführung der Wendel der Schockelektrode ist denkbar.
Als günstige Positionierung für die Detektionselektrode hat sich ein Abstand von 1 cm bis 4 cm von der Schockelektrode herausgestellt. Vorteilhafterweise ist die Detektionselektrode zwischen der atrialen und der ventrikulären Schockelektrode angeordnet.
Ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel des Erfindungsgegenstandes wird im Folgenden anhand der beigefügten Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 eine teilweise Seitenansicht einer Einzel-Elektrodensonde für einen implantierbaren Cardioverter-Defibrillator,
Fig. 2 eine Detailseitenansicht der Elektrodensonde im Bereich der atrialen Schockelektrode mit der zusätzlichen Detektionselektrode, und
Fig. 3 ein vereinfachtes schematisches Elektrokardiogramm zur Darstellung der atrialen und ventrikulären Signaldetektion.
Wie aus Fig. 1 deutlich wird, weist die Einzel-Elektrodensonde einen schlauchartigen, flexiblen Sondenkörper 1 aus isolierendem Silikonmaterial auf. An der Spitze 2 dieses Sondenkörpers 1 ist eine erste ventrikuläre Spitzenelektrode 3 angeordnet, die mittels seitlich abstehender widerhakenartiger Vorsprünge 4 im Herzmuskelgewebe des Ventrikels verankerbar ist.
Etwa 2 cm bis 3 cm hinter der Sondenspitze 2 ist eine ventrikuläre Ringelektrode 5 als Detektionselektrode angebracht, die zusammen mit der Spitzenelektrode 3 für ein bipolares Detektieren der ventrikulären Erregungssignale des Herzens sorgt.
Auf der der Spitze abgewandten Seite der Ringelektrode 5 folgt eine erste lang gestreckte ventrikuläre Schockelektrode 6, die aus einem wendelförmigen Platin/Iridium-Draht gewickelt ist und auf dem Sondenkörper 1 sitzt. Die Länge der Schockelektrode 6 beträgt beispielsweise 4 cm, der Abstand von der Ringelektrode 5 etwa 1,7 cm.
Mit einem Abstand zwischen 13 cm und 18 cm zur Sondenspitze 2 ist schliesslich eine atriale Schockelektrode 7 vorgesehen, die wiederum aus einem wendelförmig gebogenen Platin-Iridium-Draht besteht. Eine atriale Positionierung der Schockelektrode 7 soll auch beinhalten, dass die Elektrode mehr im Bereich der vena cava sitzt.
Wie in Fig. 2 angedeutet ist, sind innerhalb des Sondenkörpers 1 vier Zuleitungen 8, 9, 10, 11 jeweils für die Spitzenelektrode 3, die ventrikuläre Ringelektrode 5, die ventrikuläre Schockelektrode 6 und die atriale Schockelektrode 7 vorgesehen. Die drei Zuleitungen 8, 9, 10 für die drei erstgenannten Elektroden sind in Fig. 2 langstrichliert dargestellt. Die kurzstrichlierte Zuleitung 11 dient zum Anschluss der atrialen Schockelektrode 7, wie in Fig. 2 durch den Anschlusspunkt 12 angedeutet ist.
Wie ferner aus Fig. 1 und 2 hervorgeht, ist zwischen der ventrikulären und der atrialen Schockelektrode 6, 7 eine weitere ringförmige Detektionselektrode 13 vorgesehen, die gegenüber der beispielsweise 7 cm langen atrialen Schockelektrode 7 nur eine Länge von einigen Millimetern aufweist. Insoweit sind die in Fig. 1 und 2 dargestellten Grössenverhältnisse nicht massstäblich.
Die Detektionselektrode 13 ist der atrialen Schockelektrode 7 zugeordnet und mit dieser elektrisch verbunden. Dazu weist die Zuleitung 11 eine Verlängerungsleitung 14 auf, die zur Detektionselektrode 13 führt und dort am Anschlusspunkt 15 verankert ist. Der Abstand a zwischen der Detektionselektrode 13 und dem Rand 16 der atrialen Schockelektrode 7 beträgt etwa 1 cm bis 4 cm.
Die mithilfe der Detektionselektrode 13 erzielbaren messtechnischen Vorteile sind anhand des schematischen Elektrokardiogramms nach der Fig. 3 zu erläutern. Dieses EKG kann vollständig mittels der Detektionselektrode 13 und entweder der Spitzenelektrode 3, der Ringelektrode 5 oder der Schockelektrode 6 gemessen werden.
Es ist davon auszugehen, dass mithilfe der Spitzenelektrode 3 und der Ringelektrode 5 die ventrikuläre Erregung des Herzens zu erfassen ist. Über einen entsprechenden Eingangskanal an dem (nicht dargestellten) ICD wird die Spannung zwischen diesen beiden Elektroden 3, 5 erfasst, aufbereitet und das im Elektrokardiogramm gemäss Fig. 3 erkennbare QRS-Signal erzeugt.
Die Vorhoferregung äussert sich im Elektrokardiogramm in der so genannten P-Welle, die in dem Elektrokardiogramm gemäss Fig. 3 durch den dem QRS-Signal vorangehenden Signalkomplex repräsentiert wird. Diese P-Welle wird herkömmlicherweise entweder durch Messung der Spannung zwischen der atrialen und ventrikulären Schockelektrode 6, 7 oder zwischen der atrialen Schockelektrode 7 und der Spitzenelektrode 3 erfasst. Am zugehörigen Eingangskanal des ICD wird also die Spannung zwischen der Zuleitung 11 (für die Schockelektrode 7) und der Zuleitung 8 (für die Spitzenelektrode 3) bzw. der Zuleitung 10 (für die ventrikuläre Schockelektrode 6) erfasst und ausgewertet.
Im Elektrokardiogramm gemäss Fig. 3 äussert sich die über die atriale Schockelektrode 7 gemessene Vorhoferregung durch die beiden sehr geringfügigen zeitlich aufeinander folgenden positiven und negativen Ausschläge in dem mit VCS gekennzeichneten umrandeten Bereich der P-Welle. Wie bereits eingangs erörtert wird lediglich das Eintreten der Erregungs-Wellenfront in die Schockelektrode und deren Austreten als Messsignal erfasst. Ein derartiges Signal ist natürlich für eine Auswertung denkbar dürftig.
Durch die zusätzliche Detektionselektrode 13 wird nun ein Signal erzielt, das gegenüber dem vorstehend erörterten Signal eine vielfach bessere Signalqu alität aufweist. Es ist dies das im Elektrokardiogramm gemäss Fig. 3 im umrandeten Bereich A liegende Signal. Die bessere Signalqualität beruht in erster Linie darauf, dass die Detektionselektrode neben ihrer Kleinflächigkeit auch einen ausreichenden Abstand von der Schockelektrode 7 aufweist, sodass der integrierende Effekt beim Propagieren der Wellenfront über die Schockelektrode 7 bereits beendet ist, wenn die Wellenfront die Detektionselektrode 13 überstreicht.
Zusammenfassend wird auf Grund der Ausbildung der Detektionselektrode 13 als schmaler Ring im Elektrokardiogramm ein Abbild der tatsächlichen Depolarisations-Wellenfront, wie sie bei der Vorhoferregung im Herzen auftritt, geschaffen. Zusätzlich kann die Signalerfassung durch eine entsprechende Beschichtung der Detektionselektrode 13 in bekannter Weise verbessert werden.
Als Vorteil eines grossen Abstandes der Detektionselektrode 13 von der atrialen Schockelektrode 7 ist schliesslich zu ergänzen, dass die Detektionselektrode 13 gegen die atriale Herzwand angelegt werden kann, wodurch ein noch grösseres Signal gegenüber einer frei im Blutstrom flottierenden Elektrode erzeugt wird.
Schliesslich wird darauf hingewiesen, dass die Rückwirkung des QRS-Komplexes auf den Messkanal für die atriale Erregung durch eine bei Zwei-Kammern-Detektoren übliche Verzögerung des atrialen Kanals und eine entsprechende Austastung des QRS-Komplexes aus dem für die Erfassung der P-Welle zuständigen Messkanals verhindert wird.