DE19800697A1 - Einzel-Elektrodensonde, insbesondere für implantierbare Defibrillatoren - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft eine Einzel-Elektrodensonde, insbesondere für implan­ tierbare Cardioverter-Defibrillatoren (ICD's) mit den im Oberbegriff des An­ spruches 1 angegebenen Merkmalen.

Zum Hintergrund der Erfindung ist festzuhalten, daß implantierbare Defibril­ latoren üblicherweise mit Einzel-Elektrodensonden ausgerüstet sind, die über die vena cava und das rechte Atrium in das rechte Ventrikel des Herzens ein­ geführt 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 ver­ stärkt und aufbereitet werden. Diese Eingangskanäle werden auch für die üb­ lichen 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) vorge­ nommen, also wenn das Herz keine ventrikuläre eigenstimulierte Aktion zeigt.

Problematisch ist die Erfassung des atrial zu messenden elektrischen Signals der Vorhoferregung, das in der Elektrokardiographie als P-Welle bezeichnet wird. Dieses Signal ist verhältnismäßig klein und daher schwer zu detektieren. Die zu messende Signalqualität hängt zudem entscheidend von den Eigen­ schaften der im Atrium positionierten Elektroden ab. Bei Einzel-Elektroden­ sonden von Herzschrittmachern und ICD's sind dabei im Vorhof entweder ring- oder wendelförmige Elektroden plaziert, die ohne Kontakt mit der Herz­ wand 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 Pro­ blem darin, daß die Schockelektroden üblicherweise eine Längenausdehnung aufweisen, die größer ist als die elektrische Wellenfront, die über das Herz­ muskelgewebe während der Erregung des Herzens wandert. Diese elektrische Wellenfront führt zu dem zu detektierenden Signal. Bei einer langgestreckten 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. ver­ läßt.

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 fahren, daß sich zu den bereits mindestens drei vorhande­ nen 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 steife­ ren Elektrodensonde fahren würde. Dies ist jedoch im Hinblick auf eine mög­ lichst einfache Implantierbarkeit und Verträglichkeit der Sonde nicht er­ wünscht.

Ausgehend von den geschilderten Problemen zum Stand der Technik liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, eine Einzel-Elektrodensonde der gattungs­ gemäßen Art so weiterzubilden, daß die Detektierbarkeit atrialer Reizsignale erheblich verbessert wird.

Diese Aufgabe wird durch die im Kennzeichnungsteil des Anspruches 1 ange­ gebenen Merkmale gelöst. Insofern wird der atrialen Schockelektrode eine Detektionselektrode zur Erfassung des kardialen Vorhof-Reizsignals zugeord­ net, 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 aufgrund ihrer Funktion sehr viel kleiner als die Schockelektrode ausgebildet ist, eine hohe Signalamplitude erreicht. Näheres dazu ergibt sich aus der Beschreibung des Ausführungsbeispiels.

Die Unteransprüche kennzeichnen vorteilhafte Weiterbildungen der erfin­ dungsgemäßen Elektrodensonde. So kann der elektrische Anschluß der De­ tektionselektrode in sehr einfacher Weise durch eine Verlängerungsleitung der Zuleitung der atrialen Schockelektrode realisiert werden. Auch eine Fortfüh­ rung der Wendel der Schockelektrode ist denkbar.

Als günstige Positionierung für die Detektionselektrode hat sich ein Abstand von 1 cm bis 4 cm von Schockelektrode herausgestellt. Vorteilhafterweise ist die Detektionselektrode zwischen der atrialen und der ventrikulären Schock­ elektrode 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 Spit­ zenelektrode 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 Ringelek­ trode 5 als Detektionselektrode angebracht, die zusammen mit der Spitzene­ lektrode 3 für ein bipolares Detektieren der ventrikulären Erregungssignale des Herzens sorgt.

Auf der der Spitze abgewandten Seite der Ringelektrode 5 folgt eine erste langgestreckte 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 ei­ nem wendelförmig gebogenen Platin-Iridium-Draht besteht. Eine atriale Posi­ tionierung 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 Zulei­ tungen 8, 9, 10, 11 jeweils für die Spitzenelektrode 3, die ventrikuläre Ringe­ lektrode 5, die ventrikuläre Schockelektrode 6 und die atriale Schockelektrode 7 vorgesehen. Die drei Zuleitungen 8, 9, 10 für die drei erstgenannten Elek­ troden sind in Fig. 2 lang-strichliert dargestellt. Die kurz-strichlierte 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 Schock­ elektrode 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 Ver­ längerungsleitung 14 auf, die zur Detektionselektrode 13 führt und dort am Anschlußpunkt 15 verankert ist. Der Abstand a zwischen der Detektionselek­ trode 13 und dem Rand 16 der atrialen Schockelektrode 7 beträgt etwa 1 cm bis 4 cm.

Die mit Hilfe der Detektionselektrode 13 erzielbaren meßtechnischen Vorteile sind anhand des schematischen Elektrokardiogramms nach der Fig. 3 zu er­ läutern. Dieses EKG kann vollständig mittels der Detektionselektrode 13 und entweder der Spitzenelektrode 2 der Ringelektrode 5 oder der Schockelektro­ de 6 gemessen werden.

Es ist davon auszugehen, daß mit Hilfe der Spitzenelektrode 3 und der Ring­ elektrode 5 die ventrikuläre Erregung des Herzens zu erfassen sind. Über ei­ nen entsprechenden Eingangskanal an dem (nicht dargestellten) ICD wird die Spannung zwischen diesen beiden Elektroden 3, 5 erfaßt, aufbereitet und das im Elektrokardiogramin gemäß Fig. 3 erkennbare QRS-Signal erzeugt.

Die Vorhoferregung äußert sich im Elektrokardiogramin in der sogenannten 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 Ein­ gangskanal 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 ausge­ wertet.

Im Elektrokardiogramm gemäß Fig. 3 äußert sich die über die atriale Schock­ elektrode 7 gemessene Vorhoferregung durch die beiden sehr geringfügigen zeitlich aufeinanderfolgenden positiven und negativen Ausschläge in dem mit VCR gekennzeichneten umrandeten Bereich der P-Welle. Wie bereits ein­ gangs erörtert wird lediglich das Eintreten der Erregungs-Wellenfront in die Schockelektrode und deren Austreten als Meßsignal erfaßt. Ein derartiges Si­ gnal 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 Signalqua­ lität aufweist. Es ist dies das im Elektrokardiogramm gemäß Fig. 3 im umran­ deten Bereich A liegende Signal. Die bessere Signalqualität beruht in erste Linie darauf, daß die Detektionselektrode neben ihrer Kleinflächigkeit auch einen ausreichenden Abstand von der Schockelektrode 7 aufweist, so daß der integrierende Effekt beim Propagieren der Wellenfront über die Schockelek­ trode 7 bereits beendet ist, wenn die Wellenfront die Detektionselektrode 13 überstreicht.

Zusammenfassend wird aufgrund der Ausbildung der Detektionselektrode 13 als schinaler Ring im Elektrokardiogramm ein Abbild der tatsächlichen De­ polarisations-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 wer­ den.

Als Vorteil eines großen Abstandes der Detektionselektrode 13 von der atria­ len Schockelektrode 7 ist schließlich zu ergänzen, daß die Detektionselektrode 13 gegen die atriale Herzwand angelegt werden kann, wodurch ein noch grö­ ßeres Signal gegenüber einer frei im Blutstrom flotierenden Elektrode erzeugt wird.

Schließlich wird darauf hingewiesen, daß die Rückwirkung des QRS-Kom­ plexes auf den Meßkanal für die atriale Erregung durch eine bei Zwei- Kammern-Detektoren übliche Verzögerung des atrialen Kanals und eine ent­ sprechende Austastung des QRS-Komplexes aus dem für die Erfassung der P-Welle zuständigen Meßkanals verhindert wird.

Claims (5)

1. Einzel-Elektrodensonde insbesondere für implantierbare Defibrillatoren mit

• - einem schlauchartigen, flexiblen Sondenkörper (1),
• - einer ventrikulären Spitzenelektrode (3),
• - einer ventrikulären, insbesondere wendelförmigen Schockelektrode (6),
• - einer atrialen, insbesondere wendelförmigen Schockelektrode (7) und
• - im Sondenkörper (1) geführten elektrischen Zuleitungen (8, 10, 11) zu den einzelnen Elektroden (3, 6, 7), gekennzeichnet durch
• - eine der atrialen Schockelektrode (1) zugeordnete, davon mit Abstand (a) am Sondenkörper (1) positionierte Detektionselektrode (13) zur Er­ fassung des kardialen Vorhofreizsignals (P), wobei die Detektionselek­ trode (13) derart elektrisch mit der atrialen Schockelektrode (7) verbun­ den ist, daß beide Elektroden (7, 13) eine gemeinsame Zuleitung (11) aufweisen.

2. Elektrodensonde nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die De­ tektionselektrode (13) über eine Verlängerungsleitung (14) der Zuleitung (11) der atrialen Schockelektrode (7) elektrisch angeschlossen ist.

3. Elektrodensonde nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Detektionselektrode (13) als Ringelektrode ausgebildet ist.

4. Elektrodensonde nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die Detektionselektrode (13) in einem Abstand (a) von 1 bis 4 cm vom Rand (16) der Schockelektrode (7) sitzt.

5. Elektrodensonde nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die Detektionselektrode (13) zwischen den beiden Schocke­ lektroden (6, 7) angeordnet ist.