DE3587786T2

DE3587786T2 - Messung des herzschlagintervalls eines stimulierten herzes, sich anpassender herzschrittmacher und betriebsart.

Info

Publication number: DE3587786T2
Application number: DE3587786T
Authority: DE
Inventors: John Poore; Jason Sholder; James Thacker; Hans Thornander
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Pacesetter AB
Priority date: 1985-03-27
Filing date: 1985-10-11
Publication date: 1995-06-01
Anticipated expiration: 2005-10-12
Also published as: EP0220194A4; EP0220194A1; DE3587786D1; WO1986005698A1; JPS63500845A; CA1272763A; JPH0566826B2; EP0220194B1

Description

Hintergrund

Das Herz ist eine Pumpe, die Blut durch den Körper pumpt. Herzschrittmacher sind lange benutzt worden, um Stimulationsimpulse an das Herz abzugeben, um die Frequenz zu steuern, mit der das Herz pumpt oder schlägt, wodurch der Fluß, mit dem das Blut durch den Köper zirkuliert, gesteuert wird. Der Hauptzweck, weswegen Blut durch den Körper zirkuliert, ist natürlich, Sauerstoff und Nährstoffe an die Körperzellen zu liefern, da ohne diesen Sauerstoff die Körperzellen schnell sterben würden. Wenn von den Köperzellen mehr und mehr Arbeit gefordert wird, muß der Fluß, mit dem mit Sauerstoff angereichertes Blut an die Zellen geliefert wird, gesteigert werden. Diese Steigerung des Flusses kann durch eine Steigerung der Frequenz, mit der das Herz schlägt oder purnpt, erzielt werden. In einem normalen gesunden, nicht stimulierten Herzen steigert sich die Frequenz automatisch als Folge des Bedarfes, mehr mit Sauerstoff angereichertes Blut zu den Körperzellen zu liefern. Jedoch ist ein von einem Herzschrittmacher gesteuertes Herz nicht in der Lage, automatisch die Frequenz zu steigern, wenn nicht der Herzschrittmacher in der Lage ist abzufühlen, daß ein gesteigerter Sauerstoffbedarf vorliegt.
Moderne Herzschrittmacher enthalten sowohl komplexe Stimulationsimpulsgeneratoren als auch Herzereignissensoren, die im Atrium, im Ventrikel oder sowohl dem Atrium oder dem Ventrikel des Herzens stimulieren oder abfühlen können. Weiterhin enthalten solche Herzschrittmacher Telemetriemöglichkeiten, so daß die Aktivität des Herzens und des Herzschrittmachers an einen anwesenden Arzt oder Kardiologen gesendet werden können. Vorteilhafterweise sind derartige Herzschrittmacher auch programmierbar, so daß die gleichen Telemetriemöglichkeiten von dem anwesenden Arzt oder Kardiologen dazu verwendet werden können, die mit der Wirkungsweise des Herzschrittmachers verbundenen Kontrollparameter anzupassen. Solche Parameter beeinflussen nicht nur die Frequenz, mit der die Stimulationsimpulse des Herzschrittmachers erzeugt werden, sondern auch den Grundmodus der Wirkungsweise des Herzschrittmachers, d.h welche Herzkammer stimuliert und in welcher Herzkammer abgefühlt wird. Daher bieten moderne Herzschrittmacher eine große Vielfalt der Art ihrer Verwendung an. Unvorteilhafterweise haben viele moderne Herzschrittmacher noch nicht die Möglichkeit, die Stimulationsfrequenz oder das Stimulationsintervall bei Abwesenheit einer Sinus P-Welle (eine Sinus P-Welle wird weiter unten erläutert) als Funktion der physiologischen Bedürfnisse des Körpers automatisch anzupassen, es sei denn irgend eine Art von physiologischem Sensor außerhalb des Herzschrittmachers wird verwendet. Wie hier verwendet bedeutet der Ausdruck "physiologischer Bedarf" sowohl den Bedarf, den Fluß, mit dem mit Sauerstoff angereichertes Blut an die Körperzellen geliefert wird, als auch andere Körperbedürfnisse, die die Herzfrequenz beeinflussen, zu ändern.
Die vorliegende Erfindung richtet sich auf einen verbesserten Herzschrittmacher, der die Fähigkeit enthält, die stimulierte Herzfrequenz als Funktion des abgefühlten physiologischen Bedarfes des Körpers automatisch anzupassen. Vorteilhafterweise müssen keine elektrischen Sensoren außerhalb des Herzschrittmachers außer den normalen Stimulationselektrodenvorrichtungen, die zwischen dem Herzschrittmacher und dem Herzen angeschlossen sind, eingesetzt werden. Wie weiter unten näher erläutert wird, erfaßt die vorliegende Erfindung den physiologischen Bedarf durch Beachten von Veränderungen in einem ausgewählten Zeitintervall, daß mit dem Rhythmus des Herzens verbunden ist.
Die EP-A- 0007189 beschreibt einen frequenzadaptiven Herzschrittmacher, der das Messen eines ausgewählten, mit der Herzfrequenz verbundenen Zeitintervalls benutzt, um die Arbeitsbelastung eines Patienten abzufühlen. Das Zeitintervall, das in diesem bekannten Herzschrittmacher gewählt wurde, um die Frequenz zu steuern, wird allgemein als das Q- T Intervall bezeichnet und das speziell gemessene Intervall ist das zwischen einem ventrikulären Stimulationsimpuls und der korrespondierenden Repolarisation des ventrikulären Herzereignisses (T-Welle).
Im Gegensatz dazu ist, wie unten vollständig erläutert wird, das Zeitintervall, das gemäß der vor vorliegenden Erfindung zur Frequenzkontrolle verwendet wird, das physiologisch unterschiedliche Intervall zwischen einem Herzstimulationsimpuls und einem Depolarisationsherzereignis.

ZUSAMMENFASSUNG

Die Erfindung ist durch die Patentansprüche definiert.
Während der Schutzumfang der Erfindung daher unter Bezug auf die Patentansprüche bestimmt werden sollte, wird die Erfindung nun allgemein als Einleitung der anschließend folgenden Beschreibung des besten beabsichtigten Ausfürungsbeispieles der Erfindung beschrieben.
Die vorliegende Erfindung schafft einen physiologischen Sensor, der abfühlen kann, wann die Herzfrequenz als Funktion des physiologischen Bedarfes des Körpers, in dem sich das Herz befindet, gesteigert oder vermindert werden soll, und Mittel zum automatischen Anpassen der durch den Herzschrittmacher gesteuerten Stimulationsfrequenz als Funktion des physiologischen Bedarfes; d.h. Mittel zum automatischen Anpassen des mit einem Herzschrittmacher des Demand-Typs verbundenen Erwartungsintervalls, wobei dieses Erwartungsintervall als Zeitintervall definiert ist, innerhalb dessen ein natürliches Herzereignis (wie eine atrielle oder ventrikuläre Depolarisation) auftreten muß, um die Abgabe eines Stimulationsimpulses an das Herz zu inhibieren, wobei das Erwartungsintervall durch Mittel zum Anpassen gemäß der vorliegenden Erfindung derart angepaßt wird, daß die Frequenz, mit der das Herz in Übereinstimung mit dem physiologischen Bedarf schlägt, gesteigert oder vermindert wird, wobei der Bedarf durch Mittel festgestellt wird, die selektiv das Zeitintervall zwischen einem Stimulationsimpuls, der an das Atrium oder den Ventrikel des Herzens abgegeben wird, und einem darauf antwortenden Herzereignis wie einer atriellen oder ventrikulären Depolarisation oder Konktraktion bestimmen, und Mitteln zum Benutzen dieses gemessenen Zeitintervalls als ein Steuerparameter, der die Stimulationsfrequenz des Herzschrittmachers anpaßt.
Vorteilhafterweise enthält der Herzschrittmacher zusätzlich Mittel, die die früher gemessenen Zeitintervalle (von mehreren früheren Herzzyklen) bearbeitet, um einen Referenzkontrollparameter zu erzeugen, der glättend und sicher einen Wechsel der Stimulationsfrequenz beeinflußt.
Der physiologische Sensor der vorliegenden Erfindung baut auf der Entdeckung auf, daß das Zeitintervall zwischen dem Abgeben eines Stimulationsimpulses an das Atrium oder den Ventrikel eines Herzens und dem resultierenden Ereignis, das entweder eine resultierende atrielle Depolarisation oder eine ventrikuläre Depolarisation (die ventrikuläre Depolarisation könnte ihrerseits mit der Depolarisation verbunden sein, die einer atriellen Depolarisation folgt, oder das Resultat eines ventrikulären Stimulationsimpulses) als Funktion des physiologischen Bedarfes des Körpers variiert, in dem sich das Herz befindet. In einem noch zu beschreibenden Ausführungsbeispiel mißt daher der Sensor gemäß der vorliegenden Erfindung das Zeitintervall zwischen der Abgabe eines atriellen Stimulationsimpulses, oder "A-Impuls", und dem Auftreten einer darauf beruhenden atriellen Depolarisation, oder "P-Welle" (das Auftreten einer P-Welle zeigt die Depolarisation des Atriums an). In diesem Ausführungsbeispiel ist das gemessene Zeitintervall als A-P Intervall oder API bezeichnet. In einem zweiten noch zu beschreibenden Ausführungsbeispiel, das verfügbar ist, wenn die AV Überleitung des Herzens nicht blockiert ist, mißt der Sensor gemäß der vorliegenden Erfindung das Zeitintervall zwischen der Abgabe eines A-Impulses und dem anschließenden Auftreten einer ventrikulären Depolarisation oder "R-Welle" (das Auftreten einer R-Welle zeigt die Depolarisation des Ventrikels an. In diesem zweiten Ausführungsbeispiel ist das gemessene Zeitintervall als A-R Intervall oder ARI bezeichnet. In einem dritten Ausführungsbeispiel, primär für die Verwendung in einem Einkammerherzschrittmacher, der im Ventrikel abfühlt und stimuliert (oder einem Zweikammerherzschrittmacher, der so programmiert ist, das er nur in einem Einkammermodus arbeitet), mißt der Sensor das Zeitintervall zwischen der Abgabe eines ventrikulären Stimulationsimpulses, oder "V-Impuls", und dem Auftreten der darauf beruhenden ventrikulären Depolarisation, oder R-Welle. In diesem Ausführungsbeispiel ist das gemessene Zeitintervall als V-R Intervall oder VRI bezeichnet.
Der physiologische Sensor der vorliegenden Erfindung enthält daher zeitintervallmessende Mittel zum Messen der A-P,A-R, V-R Intervalle. Vorteilhafterweise sind diese Intervallmessungen geglättet, gemittelt oder auf andere Weise durch passende Bearbeitungsmittel bearbeitet, um eine Referenzintervallmessung zu erzeugen, die von den kombinierten Intervallmessungen der vergangenen mehreren Herzzyklen abgeleitet ist. Daher ist die Referenzintervallmessung frei von abrupten Veränderungen und jeder etablierte Trend in der Verlängerung oder Verkürzung davon kann sicher als eine Veränderung des physiologischen Bedarfes des Körpers gedeutet werden.
In einem Bedarfsherzschrittmacher, bei dem ein Stimulationsimpuls durch den Herzschrittmacher nur abgegeben wird, wenn kein natürliches Herzereignis innerhalb des vorgeschriebenen Erwartungzeitintervalls auftritt, korrigiert die vorliegende Erfindung das Erwartungszeitintervall als eine Funktion der Referenzintervallmessung und bewirkt dadurch das gleiche erwünschte Resultat einer angepaßten Stimulationsfrequenz als eine Funktion des physiologischen Bedarfes. Diese Erwartungszeitintervalle sind üblicherweise Untergruppen des längeren A-V Intervalls und V-A Intervalls, deren Summe das durch den Herzschrittmacher gesteuerte Stimulationsintervall definiert. Entsprechend kann die Referenzintervallmessung benutzt werden, um das vom Herzschrittmacher gesteuerte A-V Intervall, das V-A Intervall oder sowohl das A-V Intervall als auch das V-A Intervall zu korregieren und dadurch die Stimulationsfrequenz zu steuern. Die gemäß der vorliegenden Erfindung erzeugte Referenzintervallmessung kann auch dazu benutzt werden, andere mit der Wirkunsweise des Herzschrittmachers verbundene Parameter zu steuern, damit der Herzschrittmacher physiologischer arbeitet.
In Übereinstimmung mit einem beschriebenen Ausführungsbeispiel des physiologischen Sensors der vorliegenden Erfindung, benutzt zusammen mit einem Bedarfsherzschrittmacher, sind die Zeitintervallmessungen, z.B. A-P oder A-R folgendermaßen bearbeitet:
Mindestens drei (3) vorhergehende Herzzyklen werden überwacht. Wenn während der vorhergehenden aufeinanderfolgenden drei (3) Zyklen ein A-Impuls mehr als einmal inhibiert wurde, wird die Stimulationsfrequenz nicht geändert; wenn jedoch 3 A-Impulse erzeugt wurden und mindestens drei API oder ARI Messungen erfolgreich gemacht wurden, dann werden die API oder ARI Messungen über die diese vorhergehenden drei Zyklen untersucht, um zu bestimmen, ob alle kleiner oder größer als die Referenzintervallmessung sind, wobei die Referenzintervallmessung repräsentativ für die aktuelle Stimulationsfrequenz ist. Wenn ein Vergrößerungs- oder Verkleinerungstrend beobachtet wird, d.h. wenn alle drei früheren aufeinanderfolgenden Intervallmessungen sich in die gleiche Richtung bewegen, wird die Intervallmessung, die am nächsten zu der Referenzintervallmessung liegt, als neue Referenzintervallmessung verwendet.
In einem anderen beschriebenen Ausführugsbeispiel des physiologischen Sensors kann die Zeitintervallmessung durch Mitteln einer passenden Anzahl von Messungen früherer Herzzyklen geglättet werden.
Ein wichtiges Requisit für die Messung des A-P Intervalls ist die Fähigkeit, stimulierte P-Wellen oder stimulierte atrielle Repolarisation abfühlen zu können. Während verschiedene Techniken verwendet werden können, um eine solche P-Welle abzufühlen, enthält der bevorzugte Modus zur Ausführung der vorliegenden Erfindung die unipolare Verwendung einer konventionellen im Atrium angeordneten bipolaren Elektrodenvorrichtung. In Übereinstimmung mit dieser Technik erfolgt die atrielle Stimulation durch unipolare Anregung des Atriums über den distalen Elektrodenkopf der konventionellen bipolaren Elektrodenvorrichtung. Das Abfühlen der P-Welle erfolgt durch unipolares Abfühlen zwischen Ring und Gehäuse der P-Welle, die im Atrium erzeugt wird, wenn die Depolarisation stattfindet. Das Ausnutzen des Elektrodenkopfes und des Ringes einer bipolaren Elektrodenvorrichtung, die räumlich voneinander getrennt sind, in einem unipolaren Arbeitsodus erlaubt es, das P-Ereignis, das innerhalb relativ kurzer Zeit nach der Erzeugung des A- Impulses auftritt, präziese abzufühlen. Alternativ können separate unipolare Elektrodenvorrichtung selektiv im Atrium mit Abstand zueinander angeordnet werden, um die gleiche Funktion zu erfüllen. Weiterhin können die gleichen Techniken für einen Einkammerherzschrittmacher, der nur mit dem Ventrikel verbunden ist, verwendet werden, um die R- Welle abzufühlen, die als Antwort auf einen angelegten V- Impuls auftritt.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Die obigen und andere Aufgaben, Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden durch ihre folgende speziellere Beschreibung deutlicher, die in Verbindung mit den folgenden Zeichnungen dargelegt wird, wobei:
FIG 1 eine schematische Darstellung des menschlichen Herzens ist, die seine Hauptbestandteile und den Blutfluß dadurch illustriert;
FIG 2 eine vereinfachte Wiedergabe des Herzens darstellt, die den Ort des SA- und AV Knotens zeigt;
FIG 3 ein Zeitdiagramm ist, das die normale, nicht stimulierte Wirkungsweise des Herzens nach FIG 2 darstellt, wie sie durch konventionelle EKG Hautelektroden oder etwas äquivalentes abgefühlt wird;
FIG 4 eine vereinfachte Darstellung des Herzens ist, die die Art und Weise zeigt, auf die ein Herzschrittmacher damit durch Einsetzen bipolarer Elektrodenvorrichtungen sowohl in das rechte Atrium als auch in den rechten Ventrikel verbunden ist;
FIG 5 ein Zeitdiagramm ist, das die Beziehung zwischen einem Stimulationsimpuls , der von einem Herzschrittmacher an das Herz abgegeben wird, und der Antwort des Herzens auf diesen Stimulationsimpuls zeigt;
FIG 6 ein Zeitdiagramm ähnlich dem der FIG 5 ist, das eine P-Welle zeigt, die als Antwort auf einen Atriumstimulationsimpuls auftritt, gefolgt von einem natürlichen (nicht stimulierten) ventrikulären R-Ereignis, und weiterhin aufeinanderfolgende A-P und A-R Zeitintervalle zeigt, die in aufeinanderfolgenden Stimulationsintervallen auftreten;
FIG 7A und 7B Zeitdiagramme wie in FIG 5 und 6 sind, aber einige unterschiedliche Sequenzen von Herzereignissen zeigen und weiterhin verschiedene Zeitintervalle definieren, die beim Betrieb eines Doppelkammer-Bedarfsherzschrittmachers verwendet werden;
FIG 8 ein Zeitdiagramm mit einer gestreckten Zeitbasis ist, das Variationen der A-P/A-R Intervallzeitmessungen, die als Teil der Erfindung verwendet werden könnten, illustriert;
FIG 9A eine vereinfachte Darstellung des Herzens ist, die zeigt, wie eine Mehrzahl von unipolaren Elektrodenvorrichtungen in der Atriumkammer des Herzens angeordnet werden könnten zur Verwendung mit der vorliegenden Erfindung als eine Alternative zu den atriellen bipolaren Elektrodenvorrichtungen, die in FIG 4 gezeigt sind;
FIG 9B ein Zeitdiagramm ist, das die Sequenz von P-Wellen illustriert, die unter Verwendung der unipolaren Elektrodenvorrichtungen der FIG 9A abgefühlt wurden;
FIG 10 ein Blockdiagramm des Herzschrittmachersystems der vorliegenden Erfindung ist;
FIG 11 ein Blockdiagramm des physiologischen Detektors der FIG 10 ist;
FIG 12A ein Flußdiagramm ist, das den Prozeß illustriert, der von der Steuerlogik der FIG 11 bei der Umwandlung der Zeitintervallmessungen zu Steuerparametern, die an die Impulsgeneratorlogik abgegeben werden, verwendet wird;
FIG 12B eine Erweiterung der FIG 12A für ein Ausführungsbeispiel der Erfindung ist;
FIG 13A und 13B Graphen sind, die illustrativ die Beziehungen zwischen den A-P und A-R Intervallen und den AVD und VAD (A-V Verzögerung und V-A Verzögerung) Steuerparametern zeigt, die durch die vorliegende Erfindung errichtet werden könnten;
FIG 14A -14C Zustandsdiagramme sind, die mögliche Bedienungszustände illustrieren, die mit der Impulsgeneratorlogik der FIG 10 verknüpft sind;
FIG 15A-15E zusätzliche Zustandsdiagramme zu denen in FIG 14A-14C sind;
FIG 16A ein Wellenformdiagramm ist, das das Problem der P- Wellendetektion unter Verwendung der atriellen Stimulationselektrodenvorrichtung als P-Wellenabfühlelektrode illustriert;
FIG 16B eine schematische Darstellung des Herzens eines Anwenders ist, die den Ort der atriellen und ventrikulären Elektrodenvorrichtungen zeigt;
FIG 17A und 17B Wellenformdiagramme von interkardialen Elektrogramm(EGM) Signalen sind, wobei FIG 17A ein EGM Signal illustriert, das die Erfassung der P-Welle zeigt, und FIG 17B ein EGM Signal in Abwesenheit der P-Wellenerfassung illustriert;
FIG 18 ein Blockdiagramm eines P-Wellenverstärkers ist, wie er in FIG 10 gezeigt ist;
FIG 19 Frequenzantwortkurven für den P-Wellen Abfühl/Stimulationsverstärker und den P-Wellen Abfühlversärker zeigt;
FIG 20 eine teilweise im Schnitt gezeigte atrielle Elektrodenvorrichtung des Typs ist, der in dem Ausführungsbeispiel der FIG 10 verwendet wird.
Die folgenden zusätzlichen Zeichnungen werden in Verbindung mit dem Teil der Beschreibung presentiert, der als Anhang A bezeichnet ist, wobei:
FIG A-1 ein Blockdiagramm eines alternativen, in Anhang A beschriebenen Ausführungsbeispieles ist;
FIG A-2 ein logisches Diagramm des Zustandes oder programmierten Zeitmessers 404 der FIG A-1 ist;
FIG A-3 eine bevorzugte Ausführung des Demultiplexers 414 der FIG A-1 darstellt;
FIG A-4 und A-5 logische Diagramme des Zustandssignalgenerators 406 der FIG A-1 illustrieren; und
FIG A-6 ein Flußdiagramm eines repräsentativen Programms ist, das zur Steuerung des Mikroprozessors 408 der FIG A-1 verwendet wird.

AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG

Die folgende Beschreibung ist die des besten gegenwärtig beabsichtigten Modus, die Erfindung auszuführen. Diese Beschreibung soll nicht in einer einschränkenden Art und Weise verstanden werden sondern dient ausschließlich dem Zweck, die generellen Prinzipien der Erfindung zu beschreiben. Der Schutzumfang der Erfindung sollte unter Bezug auf die angefügten Patentansprüche bestimmt werden.
Bevor die vorliegende Erfindung im Detail beschrieben wird, wird es instruktiv sein, einen kurzen Überblick über einige fundamentale, mit Herzschrittmachern, speziell Doppelkammer- Bedarfsherzschrittmachern, verknüpfte Bedienungsprinzipien zu geben. Um die Wirkungsweise solcher Herzschrittmacher am besten zu verstehen, ist es hilfreich, zunächst ein Grundverständnis der Herzanatomie zu haben. Dementsprechend wird Bezug genommen auf FIG 1, in der eine schematische Darstellung des Herzens und des Blutflusses durch das Herz gezeigt ist. Das Herz besteht im wesentlichen aus vier(4) Kammern; einem rechten Atrium 11, einem rechten Ventrikel 13, einem linken Atrium 15 und einem linken Ventrikel 17. Die Atriumkammern dienen primär als Reservoir, in dem ankommendes Blut empfangen wird, während die Ventrikel primär als Pumpkammern dienen, die das Blut aus dem Herzen zu einem speziellen Bestimmungsort pumpen. Blut, das Kohlendioxid als Abfallprodukt von den Körperzellen trägt, tritt in das rechte Atrium über die Vena Cava Superior 19 oder die Vena Cava Inferior 21 ein. Zu dem passenden Zeitpunkt kontraktiert das rechte Atrium und drückt das Blut durch die Trikuspidalklappe 23 in den rechten Ventrikel 13. Eine kurze Zeit danach kontrktiert der rechte Ventrikel 13 und drückt oder pumpt das Blut durch die Pulmonalklappe 25, die zu der pulmonaren Arterie 27 führt. Die pulmonal Arterie 27 spaltet sich in zwei Zweige auf, von denen einer zu der rechten Lunge und der andere zu der linken Lunge führt. In den Lungen wird das Kohlendioxid aus dem Blut entfernt und durch frischen Sauerstoff ersetzt. Das sauerstoffreiche Blut kehrt von den Lungen in der pulmonalen Vene 29, die ebenfalls in zwei Zweige aufgeteilt ist, einen Zweig für jede Lunge, zurück und wird in das linke Atrium 15 gegeben. Annähernd zur gleichen Zeit, zu der das rechte Atrium 11 kontraktiert, kontraktiert auch das linke Atrium 15 und drückt das Blut durch die Mitralklappe 31 in den linken Ventrikel 17. Der linke Ventrikel 17 kontraktiert annähernd zur gleichen Zeit wie der rechte Ventrikel und drückt oder pumpt das Blut durch die Aortaklappe 33 in die Aorta 35. Die Aorta ist die Hauptarterie, die das Blut an den Körper liefert. Der natürliche Rhythnus des Herzens enthält die Kontraktion der Atrien gefolgt kurze Zeit später von der Kontraktion der Ventrikel. Die Ventrikel leisten die meiste Arbeit des Herzens, wie aus der Dicke des Herzmuskels oder Myokardiums 37, das sowohl den rechten als auch den linken Ventrikel 13 und 17 umgibt, hervorgeht.
Unter Bezug auf die nächste FIG 2 ist ein vereinfachtes Diagramm des Herzens dargestellt, das dessen vier(4) Kammern zeigt. Zum Zwecke der Klarheit wurden viele der mit dem Herzen verbundenen Elemente in der FIG 2 ausgelassen.Im rechten Atrium 11 befindet sich der S-A Knoten 39. Der S-A Knoten wird oft als der natürliche Schrittmacher des Herzens bezeichnet. Das beruht darauf, daß im S-A Knoten der elektrische Impuls beginnt, der in FIG 2 als Wellenfront 41 dargestellt ist, die sich in Wellenform ausbreitet, um sowohl das rechte Atrium 11 als auch das linke Atrium 15 zu stimulieren. Es ist dieser elektrische Impuls 41, der die Depolarisation des Muskelgewebes, das die Wände der Atrien bildet, verursacht und dadurch die atrielle Kontraktion bewirkt. Weiterhin befindet sich im rechten Atrium ein A-V Knoten 43. Der A-V Knoten 43 wird durch den elektrischen Impuls 41, der sich von dem S-A Knoten 39 fortpflanzt, stimuliert. Durch die Stimulation und nach einer kruzen Pause (typischerweise etwa 0,1 Sekunden) initiert der A-V Knoten einen elektrischen Impuls, der beginnt sich entlang eines A-V Bündels 45 fortzupflanzen. Nach einer kurzen Strecke teilt sich das A-V Bündel in einen rechten Bündelzweig 47 und einen linken Bündelzweig 49 auf. Diese linken und rechten Bündelzweige verteilen den elektrischen Impuls über das Myokardium oder den Herzmuskel 37, wodurch die Ventrikel zur Depolarisation und zur Kontraktion veranlaßt werden.
In FIG 3 ist ein Beispiel der verschiedenen erzeugten Wellenformen gezeigt, wie sie durch auf dem Brustkorb angebrachte Hautelektroden als Antwort auf die oben beschriebenen Aktivitäten abgefühlt sind. Eine P-Welle repräsentiert die Depolarisation beider Atrien. Die QRS-Welle, üblicherweise als QRS-Komplex bezeichnet, repräsentiert den elektrischen Impuls, wie er sich vom A-V Knoten zu den verschiedenen Fasern, die von den linken und rechten Bündelzweigen 47 und 49 abzweigen, fortpflanzt, wenn er an die Myokardzellen geliefert wird, wodurch ventrikuläre Depolarisation hervorgerufen wird. Die T-Welle repräsentiert die Repolarisation der Ventrikel, so daß diese erneut stimuliert werden können. (Beachte, die Repolarisation des Atriums wird normalerweise nicht abgefühlt, da sie annähernd zur gleichen Zeit erfolgt wie der QRS-Komplex und alle Signale, die für die atrielle Repolarisation repräsentativ sind, werden daher von dem QRS-Komplex überdeckt.) Ein Herzzyklus besteht aus einer P-Welle, einem QRS-Komplex und einer T-Welle. Dieser Zyklus wird kontinuierlich wiederholt, wenn das Herz das Blut pumpt, wie in Verbindung mit FIG 1 beschrieben. Zusammengefaßt repräsentiert die P-Welle die Depolarisation der Atrien. Der QRS-Komplex, manchmal einfach als R-Welle bezeichnet, repräsentiert die Depolarisation der Ventrikel. Depolarisation/Kontraktion der Atrien gefolgt eine kurze Zeit danach von der Depolarisation/Kontraktion der Ventrikel sind die Herzereignisse, die eintreffen müssen, wenn das Herz effektiv seine Funktion als Pumpe, die Blut über den Körper verteilen soll, erfüllen soll.
Mit Bezug als nächstes auf die FIG 4 ist vereinfacht ein Weg dargestellt, wie ein implantierter Herzschrittmacher 51 elektrischen Kontakt zum Herzen herstellt. FIG 4 zeigt die Verwendung zweier (2) bipolarer Elektrodenvorrichtungen 53 und 55, jede in eine separate rechte Kammer des Herzens geleitet. Eine bipolare Elektrodenvorrichtung enthält eine einzige Wicklung, die zwei (2) elektrisch isolierte Leiter aufweist. Z.B. enthält die Elektrodenvorrichtung 55 einen ersten Leiter 56, der elektrisch mit einem Elektrodenkopf 57 verbunden ist. Dieser Elektrodenkopf ist typischerweise in einer Höhle des rechten Atriums angeordnet, die als atrielles Appendix bezeichnet wird. In einem bekannten Abstand von dem Elektrodenkopf 57 ist ein Elektrodenring 61 mit dem anderen Leiter 60 der bipolaren Elektrodenvorrichtung 55 verbunden. Gleicherweise sind ein Elektrodenkopf 63 und ein leitender Ring 65 mit der bipolaren Elektrodenvorrichtung 53 assoziiert, die im Apex des rechten Ventrikels 13 angebracht ist. Die Art, wie die Elektrodenvorrichtung 55 und 53 in das Herz eingeführt werden ebenso wie die Art, wie der Herzschrittmacher 51 in den Körper eines Patienten implantiert wird, sind dem Fachmann gut bekannt.
FIG 5 zeigt ein Zeitdiagramm, das die Antwort des Herzens auf einen Stimulationsimpuls illustriert, der von einem Herzschrittmacher, wie dem in FIG 4 gezeigte Herzschrittmacher 51, erzeugt wird. Als Reaktion auf einen atriellen Stimulationsimpuls oder A-Impuls, der über den Elektrodenkopf 57 der Elektrodenvorrichtung 55(FIG 4) an das rechte Atrium abgegeben wird, kontraktieren beide Atrien und erzeugen eine P-Welle. Da der stimulierende A-Impuls von einem anderen Punkt im rechten Atrium ausgeht als der normale Stimulationsimpuls vom S-A Knoten 39 (FIG 2), erscheint die P-Welle, die als Antwort auf den A-Impuls erzeugt wird, nicht gleich wie die natürlich auftretende P- Welle. Für diese Anmeldung ist dieser Untertschied zwischen einer P-Welle als Antwort auf einen A-Impuls und einer P- Welle als Antwort auf den natürlich auftretenden Impuls vom S-A Knoten als P-Welle entgegengesetzter Polarität dargestellt. Die Wellenform in der FIG 5 unterscheidet sich weiterhin dadurch, sie als Pp-Welle zu bezeichnen und damit anzudeuten, daß es sich um eine stimulierte P-Welle oder um eine P-Welle als Antwort auf ein stimuliertes Signal handelt. Entsprechend ist als Antwort auf einen Stimulationsimpuls, der an den rechten Ventrikel abgegeben wird, eine R-Welle erzeugt, die in FIG 5 durch einen invertierten Rp Impuls repräsentiert ist. Die R-Welle in FIG 5 ist invertiert zu der R-Welle gezeigt, die in FIG 3 dargestellt ist, da sich der Stimulationsimpuls durch die Ventrikelkammer in einer anderen Richtung ausbreitet als der natürliche Stimulationsimpuls, der sich über die linken und rechten Bündelzweige ausbreitet. Daher sind für den Zweck dieser Anmeldung die natürliche Antwort oder Depolarisation des Herzens in den Figuren als positive P-Welle repräsentiert (eine P-Welle, die nach oben geht) und als positive R- Welle. Depolarisationen der Atrien oder der Ventrikel in Antwort auf einen extern erzeugten Stimulationsimpuls, wie er mit einem Herzschrittmacher vorkommt, sind als negativ gehende Pp-Welle oder Rp-Welle repräsentiert.
Unter Bezug auf FIG 6 ist eine mögliche Antwort auf einen Atriumstimulationsimpuls A gezeigt. Wie aus FIG 6 ersichtlich, wird als Antwort auf den Impuls A&sub1; kurze Zeit später eine Pp Wellenform erzeugt, wobei das Zeitintervall als API&sub1; bezeichnet ist ( hinweisend auf das erste A-P Intervall). In Erwiderung auf die atrielle Depolarisation, die durch die P- Welle belegt ist, und bei Abwesenheit eines A-V Blockes depolarisieren und kontraktieren die Ventrikel ohne Hilfe eines Stimulationsimpulses. Diese Depolarisation erfolgt eine Zeit ARI&sub1; später (hinweisend auf das erste A-R Intervall der in FIG 6 gezeigten Sequenz). Zu einer passenden Zeit nach der Erzeugung eines ersten Atriumstimulationsimpulses A&sub1; wird durch den Herzschrittmacher ein zweiter Atriumstimulationsimpuls A&sub2; erzeugt. In Erwiderung auf diesen A&sub2; Stimulus wird nach einer Zeit API&sub2; nach der Erzeugung von dem A&sub2; Impuls eine zweite Pp Welle erzeugt. Erneut erscheint eine natürlich erzeugte R-Welle eine Zeit ARI&sub2; nach der Erzeugung des A&sub2; Impulses. Die in FIG 6 gezeigten AP/AR Intervalle, als APIi und ARIi bezeichnet, sind Zeitintervalle, die in Verbindung mit dem hier beschriebenen bevorzugten Ausführungsbeispiel eine Schlüsselrolle spielen. Spezieller sind es Änderungen in diesen Zeitintervallen, wenn solche nach der Überwachung individueller Zeitintervalle über eine Mehrzahl von Herzzyklen entdeckt werden, die eine Änderung der physiologischen Bedürfnisse des Körpers, in dem sich das Herz befindet, anzeigen. Daher befaßt sich dieses spezielle Ausführungsbeispiel der Erfindung mit der Messung der AP/AR Intervalle und mit der Bearbeitung dieser gemessenen Intervalle derart, daß die resultierende bearbeitete Messung dazu benutzt werden kann, die Steuerparameter des Herzschrittmachers anzupassen, um seine Stimulationsfrequenz so zu ändern, daß diese Stimulationsfrequenz die Veränderungen approximiert, die in einem gesunden (nicht stimulierten) Herzen als Antwort auf die gleichen Änderungen der physiologischen Bedürfnisse auftreten würden.
Mit Bezug als nächstes auf die FIG 7A und 7B sind weitere Zeitdiagramme dargestellt, die verschiedene Intervalle definieren, die normalerweise bei der Steuerung eines Doppelkammer-Bedarfsherzschrittmachers verwendet werden. Die folgende Beschreibung ist etwa vereinfacht, wird aber hilfreich sein, die Wirkungsweise eines Doppelkammerherzschrittmachers zu verstehen. Zusätzliche Details eines bevorzugten Herzschrittmachers werden später in Verbindung mit den FIG 14 und 15 und im Anhang B beschrieben. In einem Herzschrittmacher des Bedarfstyps ist es üblich, ein Erwartungsintervall zu definieren, währen dem die Aktivität im Herzen abgefühlt wird. Wenn ein natürliches Herzereignis während dieses Erwartungsintervalls auftritt, d.h. wenn eine natürliche P-Welle oder R-Welle abgefühlt wird, braucht der korrespondierende Stimulationsimpuls nicht erzeugt zu werden. Dieser Betätigungsmodus erlaubt nicht nur dem Herzen, in seinem natürlichen Zustand zu arbeiten, wenn es dazu in der Lage ist, er hilft auch die begrenzte in der Batterie gespeicherte Energie des Herzschrittmachers zu konservieren. Aus FIG 7A ist ersichtlich, daß sowohl das AP Intervall als auch das AR Intervall wie in der FIG 6 dargestellt sind. In der FIG 7A ist jedoch auch ein AVI oder AV Intervall gezeigt. Das ist die vorgeschriebene Zeit, die vom Herzschrittmacher gesetzt ist, während der ein natürlicher R Impuls auftreten muß, wenn einer auftritt, vor der Erzeugung eines Ventrikelstimulationsimpulses V. Wie in FIG 7A angedeutet, ist das AV Intervall für den ersten gezeigten Herzzyklus abgelaufen, wodurch der V-Impuls erzeugt wird. Während des zweiten Herzzyklus ist das AV Intervall jedoch noch nicht zu dem Zeitpunkt abgelaufen, wenn eine natürlich auftretende R-Welle erscheint. Daher besteht keine Veranlassung für den Herzschrittmacher, während des zweiten Zyklus einen V-Stimulationsimpuls zu erzeugen. Ebenso ist in FIG 7A eine atrielle Refraktärzeit oder ARP dargestellt. Während dieser Refraktärzeit sind die normalen Abfühlmechanismen, die im Atrium verwendet werden, nicht ansprechbar. Diese Refraktärzeit ist analog zu der natürlichen Refraktärzeit des myokardialen Gewebes, die der Depolarisation unmittelbar folgt und verhindert, daß der Herzschrittmacher irgend ein Depolarisationssignal oder Störsignal detektiert, das zu Fehlern der zeitlichen Abstimmung führen könnte. Die Refraktärzeit besteht aus zwei Komponenten, der absoluten Reraktärzeit (durch die gestrichelte Linie angedeutet), während der das Detektieren aller Signale blockiert ist, und eine störsignalabtastende oder relative Refraktärzeit (durch die durchgezogene Linie angedeutet) währen der detektierte Signale auf eine Wiederholungsfrequenz untersucht werden. Wie aus der folgenden Diskussion verständlich werden wird, verhindert die atrielle Refraktärzeit oder ARP nicht die Detektion eines Pp Impulses, da, wie früher ausgesagt, dieser Impuls mit Hilfe von Abfühlmitteln detektiert wird, die sich von den normalen atriellen Abfühlsonden unterscheiden.
In FIG 7A ist auch ein VA Intervall oder VAI gezeigt. Der Anfang dieses Intervalls wird durch die Erzeugung eines V- Stimulationsimpulses ausgelöst oder durch das Abfühlen einer natürlichen R-Welle. Dieses VA Intervall, weniger das ARP, definiert die Zeit, währen der eine natürliche (nicht stimulierte) P-Welle detektiert werden muß, wenn ein A- Stimulationsimpuls inhibiert werden soll. Wie aus der FIG 7A ersichtlich, ist das Stimulationsintervall oder die von Herzschrittmacher gesetzte Frequenz gleich dem VA Intervall, VAI, plus dem AV Intervall, AVI. Daher kann durch Variieren oder Anpassen dieser beiden Zeitdauern das Stimulationsintervall des Herzschrittmachers gesteuert werden, wodurch die Herzfrequenz gesteuert wird.
Unter Bezug auf die nächst FIG 7B ist eine andere Herzereignissequenz dargestellt. Aus dieser Figur ist zu ersehen, daß ein A-Impuls oder atrieller Stimulus zuerst erzeugt wird, der das Auftreten einer Pp Welle (oder atrieller Depolarisation) verursacht. Das AV Intervall wird durch die Erzeugung des A-Impulses initiert. Am Ende des AV Intervalls wird ein V-Impuls oder Ventrikelstimulationsimpuls erzeugt, da vor Ablauf dieser Zeit keine natürlich auftretende R- Welle abgefühlt wurde. Als Antwort auf die Erzeugung des V- Impulses depolarisiert der Ventrikel, wie durch die Rp-Welle bewiesen, und das nächste VA Intervall wird initiert. Bevor das VA Intervall, oder VAI, beendet ist, tritt eine natürliche P-Welle (identifiziert als P und manchmal als Sinus P-Welle bezeichnet) auf. Dementsprechend besteht kein Bedarf für den Herzschrittmacher, einen Atriumstimulationsimpuls zu erzeugen. Das Abfühlen der P-Welle initiert erneut das AV Intervall. Während dieses Intervalls überwachen die Sensoren im Ventrikel die Ventrikelaktivitäten, um zu bestimmen, ob eine natürlich auftretende R-Welle vorliegt. In der in FIG 7B gezeigten Situation tritt keine natürliche R-Welle vor dem Ende von AVI auf, so daß ein V-Impuls erzeugt wird, der eine stimulierte Rp Welle hervorruft, die die ventrikulär Kontraktion anzeigt.
Es sollte verständlich sein, daß die FIG 7A und 7B vereinfachte Zeitdiagramme darstellen, die nur zwei einer großen Nummer von Herzereignissequenzen zeigen, die auftreten können. Bände wurden von Fachleuten geschrieben, die die unterschiedlichen Herzrhythmen und dazu relatierte Abnormitäten beschreiben, die auftreten können. Während die meisten modernen Herzschrittmacher so konstruiert sind, viele dieser Abnormitäten zu erkennen und darauf zu reagieren, eine Beschreibung dieser Materie hier würde wenig zu dem Verständnis der vorliegenden Erfindung beitragen. Eine detaillierte Beschreibung aller Herzrhythmen und damit verbundener Abnormalitäten könnte in Wirklichkeit ein Verständnis der vorliegenden Erfindung trüben. Daher wird hier keine detaillierte Beschreibung präsentiert, die über das hinausgeht, was notwendig für das Verständnis der vorliegenden Erfindung ist.
An diesem Punkt währe es jedoch hilfreich, einen Überblick über die verschiedenen Typen von Herzschrittmachern, die verfügbar sind und die für die vorliegende Erfindung benutzt werden können, zu geben. Generell sind Herzschrittmacher durch einen Dreibuchstabenschlüssel identifiziert. Der erste Buchstabe repräsentiert die Kammer des Herzens, die stimuliert wird. Dieser Buchstabe kann ein V für den Ventrikel, ein A für das Atrium oder ein D für Doppel ( das bedeutet, daß sowohl der Ventrikel als auch das Atrium stimuliert werden) sein. Der zweite Buchstabe zeigt die Kammer an, die abgefühlt wird. Wieder sind die möglichen Buchstaben das V für Ventrikel, das A für Atrium, ein D für Doppel oder die Zahl 0 für keine. Der dritte Buchstabe zeigt den Reationsmodus des Herzschrittmachers an. Ein "T" zeigt einen getriggerten Reaktionsmodus an, in dem der Herzschrittmacher regelmäßig einen Stimulationsimpuls an das Herz sendet. Ein "I" zeigt einen inhibierten Reaktionsmodus an, was bedeutet, daß ein Stimulationsimpuls an das Herz geliefert wird, solange nicht ein natürlich auftretendes Herzereignis innerhalb eines vorbestimmten Zeitintervalls vorkommt. Ein "D" zeigt einen doppelten Reaktionsmodus an, bei dem der Herzschrittmacher entweder in einem getriggerten oder inhibierten Modus arbeiten kann. Es wird erwägt, daß der dritte Buchstabe auch dazu benutzt werden könnte, um das Hinzufügen des physiologischen Sensors der vorliegenden Erfindung zu dem Herzschrittmacher anzuzeigen. Wenn z.B. der dritte Buchstabe ei "P" für "physiologisch" wäre, dann könnte das dazu benutzt werden, um einen Multimodusreaktions-Herzschrittmacher, der eine automatische Stimulationsintervallkorrektur als Reaktion auf den abgefühlten Wechsel des physiologischen Bedarfes aufweist, zu signalieren. Daher könnte ein VVP Herzschrittmacher einer sein, bei dem die ventrikuläre Kammer stimuliert und abgefühlt wird und das V- R Intervall gemessen und als ein Steuerparameter zur automatischen Anpassung des Stimulationsintervalls in Übereinstimmung mit der Lehre der vorliegenden Erfindung benutzt wird. Nach diesem Markierungsschema würde ein DDP Herzschrittmacher der vielseitigste aller moderner Herzschrittmacher sein. Das beruht darauf, daß ein solcher Herzschrittmacher nicht nur für jeden Modus programmiert werden könnte, der am besten für einen speziellen Patienten geeignet ist, sonder er würde auch automatisch das Stimulationsintervall in Übereinstimmung mit dem abgefühlten physiologischen Bedarf des Patienten anpassen unabhängig von der Kammer oder den Kammern des Herzens, die stimuliert oder abgefühlt werden. Während mehrere DDD Herzschrittmacher gegenwärtig auf dem Markt sind, wie z.B. der AFPII 283, hergestellt von Pacesetter Systems, Inc. in Sylmar, Kalifornien, keiner ist bisher verfügbar, der die Abfühl- und Anpaßmöglichkeiten der vorliegenden Erfindung enthält. Jedoch sollte verstanden werden, daß die vorliegende Erfindung- ein physiologischer Sensor, der dazu benutzt werden kann, die von einem Herzschrittmacher gelieferte oder kontrollierte Stimulationsfrequenz automatisch anzupassen- für den Gebrauch mit jedem existierenden oder noch zu konstruierenden Herzschrittmacher adaptiert werden könnte.
Es gibt im wesentlichen drei Arbeitsmoden oder Typen von Herzschrittmachern, die man sich gegenwärtig für den Gebrauch mit dem physiologischen Sensor der vorliegenden Erfindung vorstellen kann. Diese sind:
1. Ein atrieller Einkammerherzschrittmacher;
2. Ein ventrikulärer Einkammerherzschrittmacher;
3. Ein Doppelkammerherzschrittmacher.
Ein atrieller Einkammerherzschrittmacher würde das A-P Intervall messen und diese Messung dazu benutzen, das Stimulationsintervall in einer geeigneten Richtung anzupassen. Ein ventrikulärer Einkammerherzschrittmacher würde das V-R Intervall messen und diese Messung dazu benutzen, das Stimulationsintervall in einer geeigneten Richtung anzupassen. Ein Doppelkammerherzschrittmacher könnte entweder das A-P Intervall, das V-R Intervall oder das A-R Intervall messen, anhängig von dem Arbeitsmodus, und diese Messungen dazu benutzen, das Stimulationsintervall in einer geeigneten Richtung anzupassen.
Da der Doppelkammerherzschrittmacher der vielseitigste ist und da Einkammerherzschrittmacher in Wirklichkeit Untergruppen des Doppelkammerherzschrittmachers (wenigstens insoweit wie es das Verständnis der vorliegenden Erfindung betrifft) sind, ist die folgende Beschreibung auf einen Doppelkammerherzschrittmacher gerichtet. Es sei jedoch betont, daß die vorliegende Erfindung nicht so begrenzt ist. Weiterhin sollte verstanden werden, daß dort, wo sich die hiernach gegebene Beschreibung auf die Messung des A-P Intervalls bezieht, die gleiche Lehre auch auf die Messung oder Beschreibung des V-R Intervalls Anwendung finden könnte.
Unter Bezug als nächstes auf die Figur 8 ist ein Zeitdiagramm mit einer gestreckten Zeitbasis gezeigt, daß einige Variationen des A-P und A-R Zeitintervalls illustriert, die mit der vorliegenden Erfindung verwendet werden könnten. Da die stimulierte P-Welle nicht ein so scharfer Impuls ist wie der Stimulationsimpuls, wie beispielsweise der A-Impuls, mag es vorteilhaft sein, daß A-P Intervall an verschiedenen Punkten auf der Pp-Welle zu beenden. Z.B. könnte, wie in Figur 8 dargestellt, daß API am Beginn der stimulierten P- Welle, an der Spitze der stimulierten P-Welle oder am Ende der stimulierten P-Welle beendet werden. Aus praktischen Gründen ist die Detektionsschaltung am einfachsten und billigsten, wenn die Spitze der P-Welle als Detektionspunkt verwendet wird. Da Variationen in der Abfühlschaltung vorkommen können, kann weiterhin die Spitze der P-Welle nicht beständig abgefühlt werden, aber ein Schwellwert der P-Welle wird mit genügender Beständigkeit abgefühlt, so daß eine API-Messung sinnvoll gemacht werden kann. Ebenso wird die ARI-Messung typischerweise zu der Spitze der R-Welle, bezeichnet als ARI&sub2; in Figur 8 gemacht, da das das am leichtesten zu detektierende Signal ist. Vorausgesetzt; daß passende Detektionsschaltungen verfügbar sind, kann jedoch auch die Anstiegsflanke, bezeichnet als ARI&sub1; oder die Abstiegsflanke, bezeichnet als ARI&sub3; anstelle der Messung der Spitze ARI verwendet werden. Entsprechend könnte eine Detektionsschaltung verwendet werden, die die maximale Anstiegsgeschwindigkeit der R-Welle ausnutzt.
Als nächstes wird unter Bezugnahme auf Figur 9A ein alternatives Ausführungsbeispiel der Elektrodenplazierung im Herzen gezeigt, die mit der vorliegenden Erfindung verwendet werden könnte. In Übereinstimmung mit diesem Ausführungsbeispiel kann eine Mehrzahl unipolare Elektrodenvorrichtungen, bezeichnet als Elektrodenvorrichtung A, B und C selektiv im Atrium 11 der Herzens plaziert werden. Eine konventionelle bipolare Elektrodevorrichtung, bezeichnet als Elektrodenvorrichtung D, ist als in den Ventrikel 13 des Herzens eingesetzt dargestellt. In Übereinstimmung mit dem in Figur 9A gezeigten Ausführungsbeispiel ist es beabsichtigt, daß der Atriumstimulationsimpuls oder A-Impuls an das Herz über die Elektrodenvorrichtung A geliefert wird. Der Elektrodenkopf der Elektrodenvorrichtung B, der sich in einem definierten Abstand von der Elektrode A findet, würde die Erzeugung der P-Welle zu einer bestimmten Zeit später, die als T&sub1; in dem Zeitdiagramm der Figur 9B identifiziert ist, abgefühlt. Die Zeit T&sub1; ist eine Funktion der Ausbreitungsrate des Stimulationsimpulses, wenn sich dieser Stimulationsimpuls über den Abstand d&sub1; in der Figur 9A fortpflanzt. Wie soweit beschrieben ist anzumerken, daß der Elektrodenkopf der Elektrodenvorrichtung B in Figur 9A die gleiche Funktion ausübt als die Ringelektrode 61 der bipolaren Elektrodenvorrichtung 55 in Figur 4. Eine dritte Elektrodenvorrichtung, die Elektrodenvorrichtung C könnte ebenfalls eingesetzt werden, mit ihren Elektrodenkopf einen Abstand d&sub2; von dem Elektrodenkopf der Elektrodenvorrichtung B entfernt. Dadurch würde, wie in der Figur 9B angedeutet, die Pp-Welle, die durch die Elektrode C abgefühlt wird, um einen Betrag verzögert sein, der der Ausbreitungsverzögerungszeit des Stimulationsimpulses durch das Atrium entspricht, wenn dieser sich über den Abstand d&sub2; ausbreitet. Es liegt innerhalb des Umfanges der vorliegenden Erfindung, daß entweder die Zeiten T&sub1;, T&sub2;, T&sub1;&submin; T&sub2; oder T&sub1;&sbplus; T&sub2; als die Zeitintervalle verwendet werden könnten, die gemessen werden, um die Veränderungen des physiologischen Bedarfes in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung zu bestimmen. Es ist auch beabsichtigt, daß Änderungen in der Breite der stimulierten P-Impulse, PW, zur Anzeige des physiologischen Bedarfes benutzt werden könnten. Obwohl Figur 9A im Atrium angeordnete unipolare Elektrodenvorrichtungen und im Ventrikel angeordnete bipolare Elektrodenvorrichtungen illustriert, sollte es weiterhin verständlich sein, daß andere Kombinationen von unipolaren/bipolaren Elektrodenvorrichtungen, allein unipolare Elektrodenvorrichtungen oder allein bipolare Elektrodenvorrichtungen (Figur 4) verwendet werden könnten. Weiterhin könnte auch eine tripolare Elektrodenvorrichtung mit mindestens zwei mit Abstand angeordneten Ringelektroden zusätzlich zu einem distalen Elektrodenkopf verwendet werden, um die oben beschriebenen Funktionen zu erzielen.
Unter Bezug nun auf die Figur 10 ist ein Blockdiagramm eines implantierten Herzschrittmachers 16 in Übereinstimmung mit der Erfindung gezeigt, wobei der Herzschrittmacher 16 mit dem Herzen eines Anwenders verbunden ist. Zu passenden Zeiten kann der Herzschrittmacher 16 elektromagnetisch mit einem Telemetrieübertrager und Empfänger 20 außerhalb der Haut 21 des Anwenders in Kontakt kommen. Eine konventionelle bipolare atrielle Elektrodenvorrichtung 22 mit einem Elektrodenkopf 24 an ihrem distalen Ende und eine getrennt von dem Elektrodenkopf angeordnete, typisch für Bipolarelektrodenvorrichtungen, Ringelektrode 26 ist vorgesehen. Es soll verstanden sein, daß eine zweite Ringelektrode und ein dazugehörender Verstärker verwendet werden können, um eine größere Signalstärke bei dem Abfühlen der elektrischen Aktivitäten im Atrium zu erhalten. Der Elektrodenkopf ist in Kontakt mit dem atriellen Gewebe des Herzatriums 11 angeordnet. Eine bipolare ventrikuläre Elektrodenvorrichtung 30 ist in dem Herzventrikel 13 angeordnet und mit dem Herzschrittmacher 16 über einen ventrikulären Anschluß 34 verbunden. Natürlich könnte auch eine unipolare Elektrodenvorrichtung verwendet werden. Die atrielle Elektrodenvorrichtung 22 ist mit dem Herzschrittmacher 16 über einen atriellen Anschluß 36 verbunden. Der Herzschrittmacher 16 enthält ein Telemetrieuntersystem 40 zum Senden von Daten und Parameterwerten an den externen Telemetriesender und Empfänger 20 und zum Empfangen von Dateninstruktion und ähnlichem von dem externen Telemetriesender und Empfänger 20. Der Herzschrittmacher 16 enthält außerdem eine Impulsgeneratorlogikschaltung 42, die ihrerseits die Impulsausgangstreiberstufe 44 steuert, um sowohl das Atrium als den Ventrikel mit Stimulationsimpulsen zu versehen. Der Atriumausgang der Impulsausgangstreibstufe 44 ist über den atriellen Anschluß 36 mit dem atriellen Elektrodenkopf 24 zur Stimulation des Atriums verbunden; der ventrikuläre Ausgang der Impulsausgangsstufe 44 ist über den ventrikulären Anschluß 34 mit dem Elektrodenkopf 46 zur Stimulation des Ventrikels verbunden. Ein P-Wellen Abfühl/Stimulationsverstärker 48 mit einer Bandpaßcharakteristik, wie sie weiter unter erklärt wird, ist ebenfalls über den atriellen Anschluß 36 mit dem atriellen Elektrodenkopf 24 verbunden, um elektrische Signale an dem Elektrodenkopf 24 zu empfangen. Der Ausgang des P-Wellen Abfühl/Stimulationsverstärkers 48 ist auch mit der Impulsgeneratorlogikschaltung 42 und mit einem Schalter 50 verbunden, dessen Zweck weiter unter erklärt werden wird. Der implantierte Herzschrittmacher in seiner Betriebsart als Bedarfsherzschrittmacher würde das Atrium nicht stimlulieren, wenn der Verstärker 48 an seinem Ausgang ein Signal hat, das das Abfühlen einer eigenen oder Sinus P- Welle indikiert. Ein zweiter Verstärker, ein P-Wellen Abfühl EGM- Verstärker 54 mit einer Bandpaßcharakteristik wie sie weiter unter erklärt wird, ist mit seinem Eingang über den atriellen Anschluß 36 mit dem zweiten atriellen Elektrodenanschluß 26 verbunden. Der Ausgang des P-Wellen Abfühlverstärkers ist auch mit dem Schalter 50 verbunden. Ein R-Wellen Abfühl/Stimulationsverstärker 56 ist ebenfalls vorgesehen, dessen Ausgang mit der Impulsausgangstreibstufe 44, dem ventrikulären Elektrodenkopf 46 und einer ventrikulären Ringelektrode 46a verbunden ist, wobei diese letzten beiden Verbindungen über den ventrikulären Anschluß 34 erfolgen. Der Ausgang des R-Wellen Abfühl/Stimulationsverstärkers 56 ist mit der Impulsgeneratorlogikschaltung 42 zur Inhibierung eines ventrikulären Stimulationsimpulses in Gegenwart einer spontanen ventrikulären Aktivität verbunden (d.h. in Gegenwart einer natürlich auftretenden nicht stimulierten R-Welle) und mit dem Schalter 50. Der Verstärker 56 hat eine genügend breite Bandpaßcharakteristik, um elektrische Signale von wesentlich allen natürlichen (wahren) ventrikulären Aktivitäten durchzulassen. Der Ausgang des Schalters 50 ist über eine Leitung 58 mit dem Telemetrieuntersystem 40 für eine Realzeitübermittlung des Ausgangs von entweder dem P-Wellen Abfühl/Stimulationsverstärker 48, dem P-Wellen Abfühlverstärker 54 oder dem R- Wellen Abfühl/Stimulationsverstärker 56 verbunden. Das spezifische Verstärkerausgangssignal, das gesendet werden soll, wird durch den Arzt über Instruktionen, die von dem externen Telemetriesender und Empfänger 20 übermittelt werden und von dem implantierten Telemetrieuntersystem 40 empfangen werden, ausgewählt. Diese Instruktionen sind durch einen Entschlüssler und Verschlüssler 60' entschlüsselt. Das Ausgangssignal des Entschlüsslers und Verschlüsslers 60' wird dazu ausgenutzt festzulegen, welcher Verstärkerausgang 48, 54 oder 56 mit dem Telemetriesystem zur Übermittlung an den externen Telemetriesender und Empfänger 20 verbunden wird. Obwohl der Schalter 50 als Schalter dargestellt ist, sollte es deutlich sein, daß jede Art von wählbaren Verbindungsmitteln verwendet werden könnte, um die Verbindung zwischen einem der Verstärker 48, 54 und 56 und der Leitung 58 herzustellen. Weiterhin könnten auch zwei oder mehrere der Verstärkerausgangssignale simultan übertragen werden, wenn entsprechende Vorkehrungen in dem Telemetrieuntersystem 40 getroffen werden. Zusätzlich ist ein Speicher 62 vorgesehen, der Parameterinformation von dem Entschlüssler und Verschlüssler 60' empfängt, wobei diese Parameterinformation dazu benutzt wird, die Impulsgeneratorlogikschaltung 42 zu steuern. Der Elektrodenkopf 24 zur Stimulierung des Atriums und der Elektrodenkopf 46 zur Stimulierung des Ventrikels kann in einer unipolaren Konfiguration verwendet werden, bei der die Rückleitung über einen leitenden Teil des Impulsgeneratorsgehäuses 46 erfolgt, der mit der Impulsausgangsimpulstreiberstufe 44 verbunden ist. Alternativ kann eine bipolare Betätigung verwendet werden, bei die Rückleitung über den Leiter erfolgt, der mit der Ringelektrode verbunden ist, obwohl solch eine bipolare Wirkungsweise das Abfühlen einer Pp- Welle schwierig macht, wie später erklärt wird. Eine Batterie 66 ist ebenfalls eingebaut, um den implantierten Herzschrittmacher mit Spannung zu versorgen. Obwohl ein implantierter Herzschrittmacher zur Illustration gezeigt ist, sollte es erkannt werden, daß die Erfindung keinesfalls auf einen implantierten Herzschrittmacher beschränkt ist. Ein externer Herzschrittmacher könnte ebenfalls in Übereinstimmung mit der Lehre der Erfindung vorgesehen sein. Weiterhin, auch wenn bipolare atrielle und ventrikulare Elektrodenvorrichtung gewählt wurden zum Zwecke der Illustration, könnten auch unipolare ventrikuläre Elektrodenvorrichtung verwendet worden sein, wenn entsprechende Anschlüsse am Herzschrittmacher zur Verfügung stehen, und eine Vielzahl unipolarer Elektrodenvorrichtungen hätte innerhalb des Atriums verwendet werden können, wie in Figur 9 gezeigt. Entsprechend hätte auch eine atrielle Multileiterelektrodenvorrichtung vorgesehen sein können mit zwei der Leiter zur Bildung einer bipolaren atriellen Elektrodenvorrichtung und dem dritten Leiter angeschlossen an den P-Wellen Abfühlverstärker ECG 54 , wie in Figur 10 gezeigt ist.
Ebenfalls enthalten in dem Herzschrittmacher 16 ist eine Intervallmeßschaltung 71 und ein physiologischer Detektor 73. Die Intervallmeßschaltung 71 enthält eine passende Zeitintervallmeßschaltung. Das gemessene Zeitintervall wird durch die Erzeugung eines Stimulationsimpulses im Atrium gestartet, wie er durch die Impulsausgangstreiberstufe 44 erzeugt wird, und wird durch das Ausgangssignal entweder des P-Wellen Abfühlverstärkers EGM 54 (dieses Ausgangssignal zeigt das Abfühlen einer Pp-Welle an) oder das Ausgangssignal des R-Wellen Abfühl/Stimulationsverstärkers (dieses Ausgangssignal enthält das Abfühlen einer wahren R- Welle) gestoppt. Die Intervallmeßschaltung mißt daher das ARI oder das API, je nachdem welches durch die über das Telemetrieuntersystem empfangenen Steuersignale ausgewählt wird. Weiterhin ist es beabsichtigt, daß ein Arbeitsmodus immer das Messen des ARI enthält, wenn es vorliegt, aber für den Fall, das es nicht vorliegt, wie z.B. in einer Situation, bei der ein Herzblock existiert, dann automatisch zur Messung des API übergeht.
Das durch die Intervallmeßschaltung 71 gemessene Zeitintervall wird zu einem physiologischen Detektor 73 geleitet, der das gemessene Intervall in einer Art und Weise bearbeitet, die vollständiger weiter unten beschrieben wird und als Ergebnis dieser Bearbeitung einen passenden Steuerparameter erzeugt, der zurück auf die Impulsgeneratorlogik gegeben wird.
Die Art und Weise, wie der implantierte Herzschrittmacher 16 arbeitet, wird jetzt erklärt. Diese Erklärung wird in zwei Teilen gegeben, einem ersten Teil, der die Abfühlfunktion des Herzschrittmachers betrifft und einem zweiten Teil, der die physiologischen Detektierungsfunktionen des Herzschrittmachers betrifft und die Art, in der die Stimulatlionsfrequenz variiert oder kontrolliert wird als Ergebnis dieser physiologischen Detektion. Da die Telemetriefunktionen und Impulserzeugung/Impulsabgabefunktionen konventionelle Funktionen sind, die von Herzschrittmachern des Standes der Technik ausgeführt werden, werden keine weiteren Erklärungen dieser Funktionen hier präsentiert.

Abfühlfunktion

Zuerst in bezug auf die Abfühlfuktion des Herzschrittmachers kann die Wirkungsweise des Herzschrittmachers, 16 wie er in Figur 10 dargestellt ist, am besten unter Bezug auf die Figuren 16a, 16b, 17a und 17b verstanden werden. Eines der Probleme, das mit atrieller Stimulation verbunden ist, besteht darin zu bestimmen, ob das Auslösen atrieller oder P-Wellen durch atrielle Stimulationsimpulse beeinflußt wurde. Das beinhaltet das Abfühlen des Auftretens einer stimulierten Pp-Welle In Systemen des Standes der Technik fühlte die Abfühlschaltung entsprechend zu dem P-Wellen Abfühl/Stimulaltionsverstärker 48 in Figur 10 Signale ab, die am distalen Ende der Elektrodenvorrichtung (korrespondierend mit dem Elektrodenkopf 24 in Figur 10) vorlagen. Unter Bezug auf Figur 16a korrespondiert die Spannung, die am Ausgang des P-Wellen Abfühl/Stimulationsverstärker 48 in Gegenwart eines atriellen Stimulationsimpulses vorliegt, im allgemeinen mit der als 70 gezeigten Wellenform. Daher ist der Ausgang des P- Wellen Abfühl/Stimulationsverstärkers 48 während der Periode "S", wie in Figur 16 angezeigt ist, gesättigt. Da die stimulierte Pp-Wellenspannung kein ist in Bezug auf die Sättigungsspannung verursacht durch den A Stimulationsimpuls, wobei die Pp-Welle in Figur 16a durch die Welle 72 repräsentiert ist, ist es schwierig wenn nicht sogar unmöglich, die Zeit auszumachen, bei der die Pp-Welle relativ zu dem Stimulationsimpuls A auftritt, wobei der A Impuls zu einer Zeit auftritt, die durch die Pfeile 74 angedeutet ist. Wegen der Schwierigkeit der Bestimmung, wann die Pp-Welle 72 wirklich auftritt in Relation zum Auftreten des Stimulationsimpulses wie bei 74 gezeigt, ist es für den Arzt schwierig zu bestimmen, ob der Stimulationsimpuls die P-Wellenauslösung beeinflußt hat. Es ist auch schwierig wenn nicht unmöglich das API zu messen, wie es für die vorliegende Erfindung erforderlich ist.
Bezugnehmend jetzt auf die Figur 16b ist eine vereinfachte Repräsentation des Herzens dargestellt, die einen Herzschrittmacher 76 gemäß der Erfindung zeigt, der eine konventionelle atrielle Elektrodenvorrichtung 78, die eine Stimulations und Abfühlelektrode 80 an ihrem distalen Ende und eine zweite oder Pp-Wellen Abfühlelektrode 82 örtlich getrennt von der Stimulationselektrode 80 aufweist. Nur als Beispiel ist die atrielle Elektrodenvorrichtung 78 an ihrem distalen Ende in der Form eines J ausgebildet, so daß die Stimulationselektrode 80 im atrialen Appendix (nicht dargestellt) gebracht werden kann. Der Sinusknoten 84 des Herzens ist ebenfalls gezeigt, ebenso wie eine ventrikuläre Elektrodenvorrichtung 86, deren Stimulationselektrode 88 im ventrikolären Apex liegt. Es kann gewürdigt werden, daß der Stimulationsimpuls das Abfühlen der Pp-Welle über die Abfühlelektrode 82 weniger stören wird, je weiter die Abfühlelektrode 82 örtlich von der Stimulationselektrode 80 getrennt ist. Das beruht darauf, daß das elektrische Stimulationssignal zu der Zeit, wenn es sich bis zu der Abfühlelektrode 82 ausgebreitet hat, in der Amplitude einen genügenden Betrag abgesunken ist und es damit daran hindert, mit dem Abfühlen der Pp-Welle zu intervenieren. Es sollte jedoch offensichtlich sein, daß die Abfühlelektrode 82 nicht so weit von der Stimulationselektrode 80 entfernt werden kann, daß sie nicht länger im Atrium des Herzens liegt. In dem gezeigten Ausführungsbeispiel benutzen alle Elektroden 80,82 und 88 das Gehäuse des Herzschrittmachers 76 als Rückleitungselektrode, wobei das Gehäuse positiv ist im bezug auf den negativen Impuls, der an beiden Stimulationselektroden 80 und 88 vorliegt. Ein weiterer Vorteil der örtlich getrennten Abfühlelektrode 82 zur Detektion der Pp-Welle besteht darin, daß sich die elektrischen Eigenschaften der durch die Abfühlelektrode 82 erfaßten P-Welle wegen der Ausbreitungsrichtung unterscheiden. Das ist durch die Pfeilen 90 und 92 gezeigt, wobei der Pfeil 90 die Ausbreitungsrichtung von der Stimulationselektrode 80 und der Pfeil 92 die Ausbreitungsrichte vom Sinusknoten 84 zeigt. Wie früher bereits erklärt, ist die Ursache für die unterschiedliche Polarität der zwei Signale die Ausbreitungsrichtung. Weiterhin erlaubt es die Bestimmung des P-Wellencapture dem Arzt zu bestimmen, ob die P-Welle als Ergebnis einer spontanen atriellen Aktivität oder einer stimulierten atriellen Aktivität auftritt. Wegen des unterschiedlichen Abstandes zwischen der Abfühlelektrode 82, dem Sinusknoten 84 und der Stimulationselektrode 80 ist es darüberhinaus ersichtlich, daß sogar für den Fall, daß der Sinusknoten 84 synchron mit den Stimulationsimpulsen arbeitet, die bekannte Ausbreitungszeit zwischen einem Stimulationsimpuls und der erzeugten P-Welle dazu verwendet werden könnte zu bestimmen, ob die P-Welle auf Grund einer spontanen oder stimulierten atriellen Aktivität erzeugt wurde. Weiterhin ist es offensichtlich, daß obwohl eine typische bipolare Elektrodenvorrichtung 78 verwendet wird, alle drei Elektroden, 80,82 und 88 in einer unipolaren Art arbeiten, in der sie alle das Gehäuse des Herzschrittmachers 76 als gemeinsame Rückleitungselektrode verwenden. Alternativ könnte die ventrikuläre Elektrodenvorrichtung 86 eine bipolare Elektrodenvorrichtung sein und das Abfühlen/Stimulieren im Ventrikel könnte in bipolarer Art geschehen ohne mit der Detektion P-Welle im Atrium zu intervenieren.
Die Detektion atriellen Captures kann weiter unter Bezug auf die Figuren 17a und 17b verstanden werden, die ein aktuelles interkardiales Elektrogramm zeigen, wie es von einem implantierten Herzschrittmacher abgefühlt wird und an eine passende Wiedergabevorrichtung übertragen wird. In Figur 17a kann ein atrieller Stimulationsimpuls 100 gesehen werden. Weiter können auch P-Wellen 104 und R-Wellen 106 gesehen werden. Die Zeitdifferenz D zwischen der atriellen Stimulation und dem Auftreten der P-Well in aufeinanderfolgenden Zyklen erweist sich hier als konstant. Daher kann der Arzt annehmen, daß die P-Wellenauslösung als Ergebnis des atriellen Stimulationsimpulses geschehen ist, vorausgesetzt, daß der Abstand D annähernd zu der Ausbreitungsverzögerung korrespondiert, die der Entfernung zwischen der Stimulationselektrode 80 und Abfühlelektrode 82 entspricht, wie in Verbindung mit Figur 16b erklärt wurde. Unter Hinweis jetzt auf die Figur 17b ist ersichtlich, daß die Zeitdifferenz D' D" zwischen dem atriellen Stimulationsimpuls 100 und dem Auftreten der P- Welle 102 unterschiedlich ist. Daher kann der Arzt daraus schließen, daß durch das atrielle Stimulationssignal keine P-Welle ausgelöst wurde sondern, daß die P-Wellen spontan oder "natürlich" oder "wirklich" oder original sind. Unter normalen Umständen würde der Arzt im Hinblick auf Figur 17b annehmen, daß die Größe des Stimulationsimpulses unter dem Stimulationsschwellenwert für das Atrium des speziellen Patienten ist und würde entsprechend diese Größe erhöhen, bis das Auslösen von P-Wellen vorliegen würde, daß heißt bis ein EGM-Signal ähnlich dem in Figur 17a gezeigten festgestellt würde. Erneut wird darauf hingewiesen, daß es in bekannten Systemen unmöglich sein würde, das Vorliegen von P-Wellen zu entdecken, wenn die Stimulationselektrode 80 (Figur 16b) als Abfühlelektrode verwendet wird wegen der Sättigung des P-Wellenabfühl/Stimmulationsverstärkers, hervorgerufen durch den atriellen Stimulationsimpuls (siehe Figur 16a).
Die Figur 18 zeigt ein vereinfachtes Blockdiagramm eines typischen P-Wellen oder R-Wellenverstärkers 109 von der Art, wie sie in Figur 10 als Blöcke 48, 54 und 56 gezeigt sind. Der Verstärker 109 enthält einen Verstärkungsabschnitt 110 und ein Eingangsfilter 112. Der Unterschied zwischen dem P-Wellen Abfühl/Stimulationsverstärker 48 und dem P-Wellen Abfühlverstärker 54 liegt in der Bandpaßcharakteristik der Kombination des Verstärkungsabschnittes 110 und Filters 112. Die Amplitude und Bandpaßcharateristik des P-Wellen Abfühl/Stimulationsverstärkers 48 ist so gewählt, daß an die Impulsgeneratorlogikschaltung 42 eine positive Indikation des Auftretens einer P-Welle in Abwesenheit eines atriellen Stimulationsimpulses geliefert wird, während gleichzeitig nicht P-Wellensignale wie entfernte R-Wellensignale und elektrische Muskelstörsignale unterdrückt werden. Das erlaubt der Impulsgeneratorlogikschaltung 42 zu bestimmen, ob das Atrium spontan arbeitet oder ob ein atrieller Stimulationsimlpuls erforderlich ist. Es ist der Ausgang dieses Verstärkers 48, der der früher diskutierten atriellen Refraktärperiode ausgesetzt ist.
Der Zweck des P-Wellen Abfühlverstärkers 54 (Figur 10) ist es, ein Elektrogramm von allen oder fast allen atriellen elektrischen Aktivitäten zu erzeugen, inklusive einer Indikation ob eine Pp-Welle in Gegenwart eines atriellen Stimulationsimpulses auftritt. Daher muß die präzise Charakterisierung einer Pp-Welle und deren Ort in bezug auf einen atriellen Stimulationsimpuls bestimmt werden, um das AP Intervall zu messen und um zu bestimmen, ob die P-Welle spontan auftritt oder als Resultat eines atriellen Stimulationsimpulses.
Um diese verschiedenen Anforderungen zu erfüllen, kann die Verstärker 110 und Filter 112 Kombination des P-Wellenabfühl/Stimulationsverstärkers 48, wie in Figur 10 gezeigt, so gewählt werden, daß sie eine Mittenfrequenz bei 60 Hz und 3 db Punkte bei etwa 10 Hz und 100 Hz haben. Der Zweck U-förmiger Frequenzantwort ist es, die Detektion der wirklichen P-Wellen zu maximieren, die eine große Frequenzkomponente nahe 60 Hz haben und andere Frequenzkomponenten und elektrische Muskelstörsignale, die meistens höhere Frequenzkomponenten aufweisen, abzuweisen. Daher muß die Bandpaßcharakteristik des P-Wellen Abfühl/Stimulationsverstärkers 48 so gewählt werden, daß alle elektrischen Signale außer den Frequenzen, die am charakteristischen für die wirkliche P-Welle sind, gedämpft werden. Natürlich sind die hier beschriebenen Bandpaßcharakteristikas nur repräsentativ für eine Ausführungsform und andere Erwiderungscharakteristika könnten gewählt werden. Z.B. könnte eine Erwiderungskurve gewählt werden, die eine Spitze zwischen 40 Hz und 89 Hz aufweist und deren 3 db Punkte zwischen 0,1 Hz und 500 Hz liegen. Die Lehre der Erfindung ist allein, daß der P-Wellen Abfühl/Stimulationsverstärker 48 so gewählt werden soll, daß er charakteristische Signal der wirklichen P-Welle durchläßt, während er dazu tendiert, Signale, die nicht für die wirkliche oder Sinus P-Welle charakteristisch sind, zurückzuweisen. Daher kann die Spitzendetektionsschaltung in der Impulsgeneratorlogikschaltung 42 (Figur 10) durch das Ausgangssignal des P-Wellenstimulations/Abfühlverstärkers 44 ohne die Gefahr einer falschen Detektion aufgrund anderer elektrischer Aktivitäten im Atrium getriggert werden.
Der P-Wellen EGM Abfühlverstärker 54 ist so gewählt, daß er einen Frequenzgang hat, der im wesentlichen zwischen etwa 3-1/2 Hz und 200 Hz flach ist. Das dient dazu, daß alle Pp-Wellen abgefühlt werden können und erlaubt dem Arzt, alle elektrische Aktivität für ein vollständiges Verständnis der atriellen elektrischen Umgebung inklusive jeden P-Wellenventrikelsignals und jeden entfernten R- Wellensignals, das vorhanden ist, zu erkennen. Jedoch ist die Erfindung in keiner Weise auf einen Pp-Wellen EGM Abfühlverstärker 48 mit flachem Frequenzgang beschränkt und ein Frequenzgang wie der des P-Wellen Abfühl/Stimulationsverstärkers könnte ebenfalls verwendet werden. Im besonderen wäre es wünschenswert, einen Frequenzgang zu wählen, der die Fähigkeit, die notwendigen AP Intervallmessungen durchzuführen, verbessern würde.
Das obengesagte kann unter Bezug auf die Figur 19 besser verstanden werden. Hier kann der Frequenzgang 113 des P- Wellen Abfühl/Stimulationsverstärkers und der Frequenzgang 114 des P-Wellen EGM Abfühlverstärkers gesehen werden. Wie zu sehen, ist der Frequenzgang 113 so gewählt, daß P- Wellenfrequenzen passieren und Frequenzen, die mit anderen physiologischen Ereignissen, wie durch 115 und 116 gezeigt ist, verbunden sind, gedämpft werden, um einen relativ hohen Amplitudenausgang zu schaffen, der allein zu R- und P-Wellenereignissen korrespondiert. Der Frequenzgang 114 ist so gewählt, daß alle Frequenzen passieren, um ein genaues vollständiges EGM Signal für den Arzt zu schaffen. Wie gezeigt enthält die Reaktion des Abfühlverstärkers ventikuläre P-Wellenfrequenzen und Fernfeldsignale. Wenn das Umfassen dieser Signale es schwierig macht, daß AP Intervall genau zu messen, wird ein näherer Frequenzgang, wie er durch die gestrichelte Reaktionslinie 115 angezeigt ist, verwendet.
Bezugnehmend nunmehr auf Figur 20 ist eine Elektrodenvorrichtung 22', wie sie in Figur 10 als 22 dargestellt ist, zeigt. Obwohl zu Illustrationszwecken eine geradschaftige Elektrodenvorrichtung gezeigt ist, sollte verstanden werden, daß eine typische atrielle J Elektrodenvorrichtung benutzt werden könnte in der in Figur 10 gezeigte Applikation und daß daher ein Teil des distalen Endes der Elektrodenvorrichtung J-förmig geformt sein könnte. Die Elektrodenvorrichtung 22' enthält einen Elektrodenkopf 24', der über einen spiralförmig gewickelten Leiter 117 mit einem ersten Anschluß 118 verbunden ist. Eine Ringelektrode 26' ist über einen spiralförmig gewickelten Leiter 122 mit einem zweiten Anschluß 21 verbunden, wobei dieser Leiter 122 elektrisch vom dem Leiter 117, der mit dem Elektrodenkopf 24' verbunden ist, isoliert ist. Die Anschlüsse 118 und 120 sind für die Verbindung mit passenden Anschlüssen in dem Herzschrittmacher adaptiert. Obwohl das Stecker- oder Anschlußarrangemang, das generell als 124 gezeigt ist, einen typischen Inlineanschluß darstellt, sind andere Anschlußarrangemangs verwendbar, bei denen jeder Anschluß aus dem proximalen Ende der Elektrodenvorrichtung heraustritt und einen Y-förmigen Stecker bildet. Die Ringelektrode 26' ist örtlich von dem Elektrodenkopf 24' um einen solchen Abstand getrennt, daß für den Fall, daß der Elektrodenkopf 24' im Appendix des Atriums angeordnet ist, die Ringelektrode 26' ebenfalls innerhalb des Atriums liegt. Wie früher erklärt, illustriert die Figur 20 lediglich eine typische bipolare atriale Elektrodenvorrichtung, die in dem Ausführungsbeispiel der Figur 10 verwendet wird, wobei ihr Elektrodenkopf und ihre Ringelektrode in einer unipolaren Art arbeiten. Daher kann ein implantierter Herzschrittmacher, der entsprechend dem in Figur 10 gezeigten aufgebaut ist, mit konventionellen bipolaren atriellen Elektrodenvorrichtungen verwendet werden, ohne für diesen Zweck spezielle Elektrodenvorrichtungen zu erfordern.

Physiologische Detektionsfunktion

Der zweite Teil der Art, in der der implantierte Herzschrittmacher 16 (Figur 16) arbeitet, wird nunmehr erklärt. Dieser Teil betrifft die physologische Detektionsfunktion des Herzschrittmachers und wie die Stimulationsfrequenz variiert oder gesteuert wird als Resultat dieser physiologischen Detektion. Zurückgehend zu Figur 10 kann die Intervallmeßschaltung 71 mit Hilfe jeder beliebigen Zählschaltung realisiert werden, die in der vorab beschriebenen Art und Weise gestartet und gestoppt wird. Diese Zählschaltung kann durch ein passendes hochfrequentes Signal (nicht gezeigt) getaktet werden, daß von dem Systemtaktgeber abgeleitet wird, der innerhalb der Impulsgeneratorlogik 42 verwendet wird. Sowie eine Intervallmessung geschehen ist, wird diese zu dem physiologischen Detektor 73 geleitet.
Bezugnehmend als nächstes auf die Figur 11 ist ein Blockdiagramm einer Hardwareausführung des physiologischen Detektors 73 der Figur 10 gezeigt. Alternativ kann die von dem Detektor 73, wie er in Figur 11 gezeigt ist, ausgeführte Funktion auch mit einem Mikroprozessor realisiert werden, der über ein in einem ROM (read only memory) gespeichertes Programm oder in einem RAM (rendom access memory) gespeichertes Programm gesteuert wird. Der Vorteil der Benutzung eines RAM besteht darin, daß eine Programmoptimierung für einen speziellen Patienten möglich ist, in dem telemetrisch Daten über das Verbindungsglied 40 in Figur 10 übertragen werden. Eine solche alternative Ausführungsform ist kurz im angefügten Anhang A beschrieben. Wie vorab angedeutet, mißt die Intervallmeßschaltung 71 der Figur 10 das A-P-Intervall, das A-R- Intervall oder (für ventrikuläre Einkammerstiumulation) das V-R-Intervall. Für den Zweck der folgenden Diskussion in Verbindung mit den Figuren 11 und 12 wird diese Intervallmessung generell als A-X-Intervallmessung bezeichnet, wobei X sich entweder auf das P (für die A-P- Intervallmessung) oder das R (für die A-R-Intervallmessung) bezieht und wo verstanden wird, daß die V-R-Messung in ähnlicher Weise bearbeitet wird wie die A-X-Messung und wobei verstanden wird, daß eine V-R-Messung für den Zweck der folgenden Beschreibung in die "A-X" Bezeichnung inkludiert ist.
Die A-X-Intervallmessung wird in ein first in, first out, oder FIFO Register 201 eingegeben. Das Ordnen der A-X-Werte durch das FIFO 201 wird durch Taktsignale gesteuert wie z.B. einen Takt, der mit dem von der Impulsgeneratorlogik 42 (Figur 10) erhaltenen Stimulationsintervall korrespondiert. Jedes Signal, daß während jeden Herzzyklus auftritt, wie beispielsweise die A-V-Verzögerung, oder A-VD-Signal, könnte für diesen Zweck verwendet werden. Das FIFO 201 enthält die Kapazität, mindestens drei A-X-Intevallmessungen zu speichern. Jede gehaltenen Messung ist über einen Multiplexer 203 verfügbar, dessen Ausgang mit einem Haltespeicher 205 verbunden ist. Die Inhalte des Haltespeichers 205 können auf eine Vergleichsschaltung 207 oder über eine Auswahlogik 209 auf ein A-X-Referenzregister 211 gegeben sein. Die Vergleichsschaltung 207 vergleicht die Inhalte des Halterregisters 205 mit den Inhalten des A-X-Refernzregisters 211 und sendet die Differenz zwischen den in diesen zwei Registern gespeicherten Werten auf ein Differenzregister 213. Die Inhalte des Differenzregisters 213 sind verfügbar für die Kontrollogik 215 ebenso wie die Inhalte des A-X- Referenzregisters 211. Ebenso ist als Teil des physiologischen Detektors 73 eine Gedächtnistabelle 217 enthalten. Während in Figur 11 gezeigt ist, daß die Gedächtnistabelle 217 wirklich innerhalb des physiologischen Detektors 73 liegt, sollte es klar sein, daß diese Gedächtnistabelle auch in der Gedächtnisschaltung 62, wie sie in Figur 10 gezeigt ist, angeordnet sein könnte. In der Gedächtnistabelle ist ein Bereich von Werten für das A-X-Intervall gespeichert. Korrespondierend zu jedem dieser gespeicherten Werte ist ein entsprechender Wert für die V-A-Verzögerung, oder VAD, und für die A-V- Verzögerung oder AVD gespeichert. Wie weiter unten beschrieben wird, enthalten die VAD und AVD die prinzipiellen Zeitelemente der AV und VA Intervalle, die ein Herzschlagintervall definieren. Entsprechend kann durch Anpassen der Werte für VAD und AVD das von dem Herzschrittmacher an das Herz gelieferte Herzschlagintervall gesteuert werden. Die Steuerlogik 215 enthält eine Zeigersteuerschaltung, die erlaubt, die in der Speichertabelle 217 gespeicherten A-X- Werte abzutasten. Die gespeicherten Werte A-X in jedem Punkt oder jedem Ort innerhalb der Speichertabelle 217 können über die Auswahllogik 209 auf das A-X-Referenzregister 211 überführt werden. Entsprechend können die zu den A-X-Werten, die durch die Zeigerkontrolle der Steuerlogik 215 adressiert sind, korrespondierenden VAD und AVD-Werte über passende Verknüpfungslogik 219 an den Impulsgenerator 42 geliefert werden.
Die Wirkungsweise des in Figur 11 gezeigten Detektors wird am besten unter Hinweis auf das Flußdiagramm der Figur 12A verstanden. Dieses Flußdiagramm definiert die Funktionen, die von der Steuerlogik 215 ausgeführt werden. Unter Bezug auf Figur 12A ist einer der ersten Schritte, der durch die Steuerlogik 215 ausgeführt wird, zu bestimmen, ob der Arbeitsmodus für die A-X-Intervallmessung eingeschaltet ist. Das geschieht in dem Entscheidungsblock 231. Wie hiernach diskutiert wird, ist es beabsichtigt, daß andere Betätigungsmoden mit dem Herzschrittmacher, mit dem die vorliegende Erfindung ausgeführt wird, verfügbar sind. Wenn die A-X-Intervallmessung nicht eingeschaltet ist, fährt dementsprechend der Herzschrittmacher fort, in jedem anderen Modus zu arbeiten, der gewählt wurde, wie in dem Block 233 der Figur 12A angedeutet ist. Wenn die A-X-Intervallmessung eingeschaltet wurde, ist das nächste Ereignis, das auftreten muß für das Arbeiten der vorliegenden Erfindung, das Abfühlen einer R-Welle oder eines V- Impulses, wie in dem Bearbeitungsblock 235 des Flußdiagramms der Figur 12A angezeigt. (Beachte unter Hinweis auf die Figur 10 das V und R-Eingangssignale in den physiologischen Detektor 73 gehen. Diese Eingangssignale kommen von der Impulsausgangstreibschaltung 44 und dem R- Wellen Abfühl/Stimulationsverstärker 56.) Sowie eine R- Welle oder ein V-Impuls gewählt wurde, wird bestimmt, ob drei aufeinanderfolgende A-X-Intervalle in dem FIFO 201 (Figur 11) vorhanden sind. Diese Entscheidung ist in dem Entscheidungsblock 237 des Flußdiagrammes der Figur 12A angezeigt. Sollte bestimmt werden, daß drei aufeinanderfolgende A-X-Intervalle nicht vorhanden sind, wird keine weitere Aktion eingeleitet, bis die nächste R-Welle oder V- Impuls abgefühlt ist. Wenn jedoch das FIFO 201 drei sequentielle A-X-Intervalle enthält, wird jedes A-X- Intervall, bezeichnet als A-Xi, mit dem A-X-Wert, der in dem A-X-Referenzspeicher 211 gespeichert ist, verglichen. Dieser A-X-Referenzwert ist in Figur 12 als A-XRef bezeichnet und dieser Vergleich geschieht im Block 239 des Flußdiagramms der Figur 12A. Wenn dieser Vergleich zeigt, daß alle der A-Xi-Werte größer sind als der A-X- Referenzwert, oder wenn der Vergleich zeigt, daß alle der A-Xi-Werte kleiner sind als der A-XRef-Wert, dann ist ein A-Xi Trend für den Zweck des in Figur 12A gezeigten Prozesses nachgewiesen. Die Bestimmung dieses Trends, wenn er vorhanden ist, ist in dem Block 241 des Flußdiagrammes der Figur 12A angezeigt. Es sei angemerkt, daß für den Fall, daß dieser Trend nicht vorhanden ist, keine weitere Aktionen vorgenommen werden bis die nächste R-Welle oder der V-Impuls abgefühlt ist wie in dem Block 235 angezeigt. Wenn jedoch ein Trend nachgewiesen wurde in dem Entscheidungsblock 241 -- d.h. alle Werte von A-Xi sind entweder kleiner oder größer als der Wert von A-XRef -- dann wird bestimmt, welcher A-Xi-Wert am nächsten zu dem A- XRef-Wert liegt, der in dem A-X-Referenzspeicher 211 gehalten wird (Figur 11), wie in dem Block 243 der Figur 12A angezeigt. Sowie der zu dem A- XRef-Wert am nächsten liegende A-Xi-Wert bestimmt worden ist, wird dieser Wert in dem Haltespeicher 205 gehalten, während die Zeigerkontrolle der Steuerlogik 215 die Speichertabelle 217 abtastet. Wie früher angedeutet wird ein in der Speichertabelle 217 gespeicherter A-X-Wert, der von der Zeigerkontrolle der Steuerlogik 215 adressiert wird, über die Auswahllogik 209 geleitet und in dem A-X-Referenzspeicher 211 gehalten. Mit dem gespeicherten A-X-Wert aus der Speichertabelle 217 nunmehr in dem A-X-Speicher 211 und dem AXi-Wert, der in dem Haltespeicher 205 gehalten wird, kann erneut die Vergleichsschaltung 207 benutzt werden, um die Differenz zwischen den beiden Werten zu bestimmen. Wenn die Werte nicht innerhalb einer vorgeschriebenen Differenz voneinander sind, bewegt die Zeigersteuerung den Tabellenzeiger, um einen anderen Wert von A-X zu finden, der näher zu dem gewählten A-Wert ist, der in dem Halterspeicher 205 gehalten wird. Die Schritte des Startens eines Abtastens der Speichertabelle und des Bewegens des Tabellenzeigers wie oben beschrieben sind in den Blöcken 245 und 247 resp. des Flußdiagramms der Figur 12A angedeutet.
Sollte der Vergleich des gespeicherten A-X-Wertes und des gewählten A-Xi-Wertes eine "Übereinstimmung" anzeigen, wie in dem Entscheidungsblock 249 der Figur 12A angezeigt ("Übereinstimmung" zeigt an, daß ein Wert innerhalb einer vorgeschriebenen Abweichung von dem anderen Wert wie z.B. 2% liegt), dann wird der in dem A-X-Referenzspeicher 211 speicherte A-X-Referenzwert weiterhin darin gehalten, wie in dem Block 253 der Figur 12A angezeigt, und die entsprechenden AVD und VAD-Werte bei der vorliegenden Zeigeradresse werden zu der Impulsgeneratorlogik 42 geleitet, wie in dem Block 255 angezeigt.
Da es wünschenswert ist, daß sich die Herzschlagfrequenz, wie sie durch den Herzschrittmacher kontrolliert wird, nicht zu rasch ändert, ist im Rahmen der vorliegenden Erfindung auch eine Glättungsfunktion vorgesehen. Für den Zweck dieser Frequenzglättungsfunktion ist es beabsichtigt, daß die A-X-Werte in der Speichertabelle 217 in steigender oder fallender Ordnung gespeichert sind. Daher schaut die Zeigerkontrolle, wenn sie verschiedene Adressen innerhalb der Speichtertabelle 217 erreicht, auf graduell steigende oder graduell fallende Werte von A-X. Um diese Frequenzglättungsfunktion durchzuführen, ist die Zahl der Schritte, die sich der Kontrollzeiger zu jedem einzelnen Zeitpunkt weiterbewegen kann, begrenzt. Diese Aktion begrenzt die Menge oder die Rate, mit der sich die VAD und AVD-Werte ändern können. Entsprechend ist in dem Entscheidungsblock 251 in der Figur 12A eine Entscheidung getroffen, ob sich die Zeigerkontrolle den maximalen Betrag weiterbewegt hat. Wenn das nicht der Fall ist, dann kann der Zeiger eine weitere Adresse weiterbewegt werden, um sich den nächsten Wert A-X anzusehen, der in der Speichertabelle 217 gespeichert ist. Wenn die maximale Bewegung der Zeigerkontrolle erfolgt ist, ist ein weiteres Abtasten der Speichertabelle jedoch beendet und der A-X-Wert, der bei dieser dann aktuellen Speicheradresse gespeichert ist, wird als aktuallisierter A-XRef-Wert benutzt, der in dem A-X- Referenzspeicher gehalten wird, und die korrespondierenden Werte von VAD AVD werden zu der Impulsgeneratorlogik überführt. Auf diese Art kann die maximale Rate, mit der die Herzschlagintervalle (wie sie durch die VAD und AVD- Werte festgesetzt ist) geändert werden kann, kontrolliert werden. Vorteilhafterweise kann kontrolliert werden, ob diese Rate ansteigt oder abfällt. Darüberhinaus kann durch Vorschreiben verschiedener Grenzen als Maximalwert, den sich die Zeigerkontrolle als Funktion ob die Rate ansteigt oder abfällt, bewegen darf, ein Hystereseeffekt erzielt werden.
Mit Bezug auf die nächsten Figuren 13A und 13B sind einige illustrative Kurven dargestellt, die die Beziehung zwischen den API/ARI-Messungen und den korrespondierenden AVD + VAD Kontrollparametern illustrieren, die in die Speichertabelle 217 programmiert werden können. Aus Figur 13A ist zu ersehen, daß es einen AVD + VAD-Wert gibt, der zu einem gemessenen und bearbeiteten API-Wert korrespondiert, wie durch die Linie 260 angedeutet ist. Dieser kann natürlich so programmiert sein, daß er sich vertikal nach oben oder nach unten bewegt als Funktion des speziellen Patienten, wie durch den Pfeil 262 angedeutet ist. Die linken und rechten Enden 264 und 266 respektive der Linie 260 können so programmiert sein, daß sie sich nach oben oder nach unten biegen, wie durch die Pfeile 268 und 270 angezeigt ist. Auf diese Art und Weise kann jede spezielle, gewünschte Relation zwischen API und AVD + VAD programmiert erden. In Figur 13B sind einige mögliche Beziehungen zwischen dem AR-Intervall und dem korrespondierenden AVD + VAD Herzschlagintervall ebenfalls dargestellt. Eine typische Beziehung kann so aussehen, wie durch die Linie 275 gezeigt ist. Da jedoch sowohl die AVD als auch die VAD- Werte in der Speichertabelle 217 gespeichert sind, wäre es möglich, einen Wert so zu programmieren, daß er eine inverse Beziehung im Bezug zu dem gemessenen ARI-Intervall hat, und den anderen so, daß er eine direkte Beziehung zu diesem Intervall hat, was in einer Herzschlagintervallbeziehung resultieren würde, wie sie durch die strichpunktierte Linie 277 angedeutet ist. Wie bereits früher angedeutet, haben vorläufige Experimente gezeigt, daß die API-Messung ansteigt (länger wird) mit ansteigender Belastung des Patienten. Das bedeutet, daß für den Fall, daß die Herzfrequenz erhöht werden muß, das gemessene A-P- Intervall größer wird. Wegen der vorläufigen Natur dieser Experimente und der kleinen Zahl von Werten die bisher erfaßt wurden, werden weitere Studien durchgeführt. Es sei betont, daß die vorliegende Erfindung nicht auf eine bestimmte Relation (ansteigen oder abfallen) zwischen dem gemessenen Intervall und den physiologischen Bedürfnissen des Patienten beschränkt ist. Die vorliegende Erfidung erkennt eher, daß eine Veränderung in dem gemessenen API oder ARI auftritt, wenn sich die physiologischen Bedürfnisse ändern.
Während in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel des physiologischen Sensors der hier vorliegenden Erfindung die gemessenen A-X-Intervalle derart bearbeitet werden, wie weiter oben beschrieben, sollte es verstanden sein, daß andere Bearbeitungstechniken oder Methoden eingesetzt werden können. Z.B. könnte ein einfacher beweglicher Mittelwert des A-X-Intervalls über eine vorgeschriebene Anzahl vorheriger unmittelbar vorangehender, aufeinanderfolgender Herzzyklen verwendet werden, um einen geglätteten Referenzwert A-X zu bilden. Alternativ könnten laufende Messungen AP und AR Intervalle mit Messungen des PR Intervalls (das Zeitintervall zischen einer P-Welle und einer R- Welle) verglichen werden und diese verschiedenen Intervallmessungen könnten miteinander verglichen werden. Passende Verhältnisse oder relative Veränderungen zwischen diesen Messungen könnten dann zur Anzeige einer Änderung des physiologischen Bedarfes benutzt werden.
Wenigstens ein Ausführungsbeispiel der Erfindung enthält Kompensationsmittel, um jede künstlich eingeführte Veränderung des A-X-Intervalls als Resultat einer Veränderung der Stimulationsfrequenz zu berücksichtigen. Das bedeutet, daß ein Ansteigen oder Abfallen der Frequenz, mit der ein A- Impuls an das Atrium angelegt wird oder ein V-Impuls an den Ventrikel angelegt wird, möglicherweise irgendeinen Effekt auf die resultierenden A-P, A-R oder V-R-Intervall haben kann unabhängig von irgendeiner Veränderung des physiologischen Bedarfes. Diese stimulationsverursachte Veränderung in diesen Zeitintervallen kann für einen bestimmten Patienten gemessen und dann kompensiert werden, wenn ein bestimmtes physiologisches Profil dieses Patienten in die Speichertabelle 217 programmiert wird. Z.B. sei angenommen, daß ein Patient mit einem implantierten Herzschrittmacher ein gemessenes AP-Intervall von 50 ms hat, wenn sich der Patient in Ruhe befindet, und daß die Herzfrequenz des Patienten 70 ppm (Impulse per Minute) beträgt. Die Herzschrittmacherfrequenz kann dann durch einen anwesenden Arzt programmierbar erhöht werden, bis die Herzschlagfrequez des Patienten auf 100 ppm angestiegen ist, obwohl sich der Patient nach wie vor in Ruhe befindet. Bei diesen "ruhenden" 100 ppm könnte das AP-Intervall erneut gemessen werden. Angenommen, es hat sich auf 60 ms vergrößert. Als nächstes bewegt sich der Patient passend stark und das AP- Intervall wird erneut gemessen und bei einem "Bewegungs" 100 ppm wird das AP-Intervall z.B. zu 70 ms bestimmt. Die Nettodifferenz zwischen den "Ruhe" 100 ppm AP Intervall und dem "Bewegung" 100 ppm AP-Intervall (d.h.10 ms) würde dann die Intervallwertänderung sein, die echt von dem physiologischen Bedürfnis abhängt und nicht die Bruttoveränderung des AP-Intervalls (d.h. 20 ms von der 70 ppm "Ruhe" Frequenz zu der 100 ppm "Bewegung" Frequenz. Es ist diese Nettodifferenz, persönlich für jeden Patienten, die in Übereinstimmung mit einer Ausführungsform der Erfidnung von der Bearbeitungsschaltung verwendet wird, um das wirkliche physiologische Bedürfnis zu bestimmen. Typischerweise kann die Kompensation für die herzschrittmacherinduzierte Veränderung der Intervallängen durch Subtrahieren oder Addieren einer vorbestimmen Zahl zu den gemessenen Intervallen als eine Funktion des Herzschlagintervalles (d.h. Herzfrequenz) erfolgen, wobei die vorbestimmte Zahl für jeden Patienten durch den Arzt durch einige einfache Tests und Messungen wie oben beschrieben bestimmt werden kann.
Die Figur 12B illustriert wie die obenbeschriebene Kompensationstechnik in das Flußdiagramm der Figur 12A eingefügt werden kann. In der Figur 12B ist der Verbindungskreis A1 dazu vorgesehen, die Verbindung mit dem Verbindungskreis 256 am Fuße der Figur 12A herzustellen und der Verbindungskreis A2 in der Figur 12B ist vorgesehen, die Verbindung mit dem Verbindungskreis 257 nahe dem oberen Ende der Figur 12A herzustellen. Der erweiterte Prozeß, wie er in Figur 12 gezeigt ist, enthält einen Prozeßschritt 258 zum Aufspüren jeden Wechsels in der gemessenen Herzfrequenz (gemessen durch das Abfühlen des Auftretens von PR-Ereignissen durch die Herzschrittmacherelektroden); und einen Prozeßschritt 259 zur Kompensation des gespeicherten AVD und VAD-Werte mit einem passenden Betrag (der in einer separaten Sektion der Speichertabelle gespeichert sein könnte). Alternativ kann die Kompensation der AVD und VAD extern vor der Speicherung diese AVD und VAD-Wert in der Speichertabelle erfolgen. So eine vorprogrammierte Kompensation ist vorzuziehen, wenn zunächst genügend Daten von dem Patienten erhalten werden können.
Bezug ist nunmehr genommen auf die Figuren 14A, 14B und 14C, die mit der Wirkungsweise des bevorzugten Ausführungsbeispiels der Impulsgeneratorlogik 42 (Figur 10) verbundene Statusdiagramme sind. Was in den Figuren 14A bis 14C gezeigt ist, stellt einen Herzschrittmacher dar, der entweder in dem DDI oder DDD-Modus arbeiten kann. Wie früher erwähnt, sollte es klar sein, daß die vorliegende Erfindung nicht auf einen Herzschrittmacher beschränkt ist, der nur in DDI oder DDD-Modus arbeiten kann. Die Statusdiagramme in den Figuren 14A bis 14C sind hilfreich im Verständnis der verschiedenen zeitlichen Frequenzen, die mit der Impulsgeneratorlogik verbunden sind. Mit Hilfe solcher Diagramme können Fachleute einfach die notwendigen Logikschaltungen realisieren, um eine passende Kontrollogik zu bauen.
Im Hinblick auf die folgende Diskussion sollte die Terminologie der Tabelle 1 beachtet werden. TABELLE 1 Term Defination des Terms Ende des Zustandes vor Referenz Inhibieren der R-Welle P-Welle Störsignal Refraktärzeitverlängerung "Geretteter P" Impuls, der während der relativen Refraktärzeit abgefühlt wird Intervallmessung Verzögerung--programmierbar Maximales Nachführungsfreqenz-
Unter Bezug auf die Figur 14A ist nunmehr das mit der Wirkungsweise der Impulsgeneratorlogik 42 (Figur 10) verbundene Zustandsdiagramm angedeutet. Hervorgehoben ist in Figur 14A (in dicken Linien) der Weg, den die Impulsgeneratorlogik folgen würde unter der Voraussetzung, daß sowohl ein A-Impuls und ein V-Impuls erzeugt wurden. Das wird jetzt erklärt. Beginned mit dem VAD Zustand 300, der anzeigt, daß die V-A Verzögerung (eine programmierbare Verzögerung) bald beendet ist, wird die Sequenz gestartet. Wenn VAD beendet ist und in Abwesenheit von IPW und SAVE P wird ein A Impuls erzeugt, wie bei 302 angedeutet ist. Nach der Ausblendperiode, bei 304, von annähernd 11 ms gefolgt von einer Blockierungszeit, bei 306, von ungefähr 2 ms wird eine AV Verzögerung, oder AVD, bei 308 gestartet. Die AV Verzögerung ist zwischen etwa 125 und 175 ms programmierbar. Am Ende dieser Verzögerung und in Abwesenheit eines IRW wird bei 310 ein V Impuls erzeugt. Wenn dieser beendet ist, existiert eine weitere Ausblendzeit, bei 112, von 11 ms gefolgt von einer Blockierzeit, bei 314, von 2 ms, bevor eine absolute Refraktärzeit, bei 316, gestartet wird. Wenn die absolute Refraktärzeit beendet ist, beginnt die relative Refraktärzeit, wie bei 318 angezeigt ist. Sowie diese Zeit abgelauften ist, wird ein Intervall gestartet, das in Kombination mit den vorangehen Intervallen die maximale Nachführungsfrequenz definiert (dieses Intervall definiert ein minimales Nachführungsintervall), wie bei 320 angezeigt ist. Sowie dieses Intervall beendet ist und in Abwesenheit von entweder SAVE P oder DDD, wird erneut die V-A Verzögerungszeit zurück bei 300 gestartet. Daher wird ein Zeitzyklus oder Herzschlagintervall definiert, wenn die Impulsgeneratorlogik durch diese verschiedenen Zustände hindurchgeht. Eine Zeitachse, die diese verschiedenen Herzschlagintervallereignisse anzeigt, ist ebenfalls in Figur 14A enthalten. Es sei angemerkt, daß das Herzschlagintervall das VA Intervall und das AV Intervall enthält, wobei jedes dieser Intervalle feste Zeitintervalle und variable Zeitintervalle enthalten kann. Die festen Zeitintervalle sind über passende Telemetriesteuerungen programmierbar oder (wie im Falle der vorliegenden Erfindung) durch den Empfang neuer VAD oder AVD Werte von dem physiologischen Detektor.
Figur 14B ist ähnlich der Figur 14A mit der Ausnahme, daß kein A-Impuls erzeugt wird, weil IPW (inhibierte P-Welle) vorliegt, was anzeigt, daß eine Sinus P-Welle abgefühlt wurde. Figur 14B nimmt an, daß der DDI Modus eingeschaltet ist, was bedeutet, daß obwohl eine Sinus P-Welle abgefühlt wurde, wie durch die Gegenwart von SAVE P angezeigt, der V- A Verzögerung erlaubt wird abzulaufen, bevor die A-V Verzögerung beginnt. Sowie die A-V Verzögerung beginnt, ändern sich die Zustände in gleicher Weise wie in Verbingung mit Figur 14A beschrieben.
Die Figur 14C ist ebenfalls ähnlich den Figuren 14A und 14B mit der Ausnahme, daß nur ein A-Impuls erzeugt wurde, aber kein V-Impuls. In dieser Figur wird während der A-V Verzögerung, bei 308, IRW erzeugt, was anzeigt, daß eine natürlich auftretende R-Welle abgefühlt worden ist. Daher besteht keine Notwendigkeit, einen V-Impuls zu erzeugen, um den Ventrikel zu stimulieren.
Aus den Figuren 14A bis 14C sollte dort hervorgehen, daß nur eine geringe Zahl der verschiedenen möglichen Typen von Zeitzyklen illustriert worden ist. Jedoch enthalten, wie Fachleute erkennen werden, die Zustandsdiagramme dieser Figuren eine große Anzahl solcher möglicher Kombinationen. Es sollte auch betont werden, daß die Zustandsdiagramme der Figuren 14A bis 14C nur repräsentativ sind für den Typ von Zustandsdiagrammen, die mit programmierbaren Herzschrittmachern verwendet werden. Es wird erneut unterstrichen, daß die vorliegende Erfindung nicht direkt den Typ von Zustandsdiagramm betrifft, der verwendet wurde, sondern eher Mitte zum Anpassen von VAD und AVD mit dem Ziel, das Herzschlagintervall so zu korrigieren, daß die Herzfrequenz als Funktion des abgefühlen physiologischen Bedarfes korrigiert werden kann. Daher ist ersichtlich, daß andere Zeitintervalle (außer VAD und AVD), die in den in den Figuren 14A bis 14C gezeigten Zyklen enthalten sind, als eine Funktion der API, ARI oder VRI Messungen korrigiert werden können, um das Herzschlagintervall und damit die Herzfrequenz anzupassen.
Figur 15 stellt einige weitere Zustandsdiagramme dar, die in Verbindung stehen zu den Zustandsdiagrammen der Figuren 14A bis 14C. Die in Verbindung mit den Diagrammen der Figur 15 verwendete Terminologie kann ebenfalls in Tabelle 1 gefunden werden. Die Figur 15A z.B. illustriert, daß der SAVE P Zustand durch die Erzeugung eines IPW Signals (welches Signal erzeugt wird wann immer eine P-Welle abgefühlt wird) eingestellt wird. Entspechend wird dieser Zustand am Ende der absoluten Refraktärzeit, oder ABS REF abgeschaltet.
Die Figuren 15B und 15C illustrieren den R-Wellen Störsignal Refraktärerweiterungszustand, RNRE, und den P- Wellen Störsignal Refraktärerweiterungszustand PNRE. Das Aktivieren dieser Zustände bestimmt, ob die IPW IRW Signale erzeugt werden, wie in Tabelle 1 angedeutet.
Unter Bezugnahme auf die Figuren 15D und 15E sind zwei zusätzliche Zustände gezeigt, die in Verbindung mit einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung verwendet werden. Der API Zustand ist ein Zustand, bei dem die A-P Intervallmessung aktiviert ist. Dieser Zustand ist in Figur 15D illustriert. Entsprechend ist der ARI Zustand ein Zustand, der angibt, daß die A-R Intevallmessung aktiviert ist. Das ist in Figur 15E illustriert. Aus der Figur 15D ist zu ersehen, daß der API Zustand, wenn er aktiviert ist, abgeschaltet wird, wenn ein Signal auftritt, daß das Ende dieses Zustandes anzeigt oder wenn en IPW Signal erzeugt wird, wobei das IPW Signal angibt, daß eine Sinus P-Welle abgefühlt worden ist. Eine Zeit für das Ende ist dem API Zustand zugeordnet für den Fall der Möglichkeit, daß keine stimulierte P-Welle als Antwort auf einen A Impuls auftritt (d.h. P-Wellen Einfang erfolgt nicht) oder für den Fall des Versagens, die P-Welle aus welchem Grund auch immer abzufühlen. Weiterhin kann es in einigen Patienten vorkommen, daß mehrere Herzzyklen ohne P-Welle vorkommen.
Der Anhang B, der hiermit unterbreitet wird, gibt zusätzliche Information relativ zu der Implementierung der Techniken der vorliegenden Erfindung in einen Multi-Modus programmierbaren Herzschrittmacher.
Mit der gegebenen Beschreibung der vorliegenden Erfindung ist der Fachmann in der Lage, die passenden Schaltungen zur Ausführung der Erfindung zu entwerfen und zu realisieren. Es ist betont, daß die aktuellen Schaltungsdetails verbunden mit der Herzschrittmacherkonstruktion nicht kritisch für das Verständnis oder die Verwendung der vorliegenden Erfindung sind. Eher könnte irgendein passendes Schema oder eine Schaltung die die A-P, A-R oder V-R Messung erlaubt und dann diese Messungen bearbeitet, um die verschiedenen Zeitintervalle, die die Herzschlagfrequenz kontrollieren, anzupassen, verwendet werden und es würde in den Umfang der beiliegenden Patentansprüche fallen. Wie früher angedeutet, kann zusätzlicher Hintergrund und Details verbunden mit der Erfindung in den Anhängen A und B die als Teil hiervon eingereicht wurden, gefunden werden.

Anhang A

Mikroprozessorgesteuertes Ausführungbeispiel

In dieser angefügten Beschreibung ist ein alternatives Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben, daß unter Verwendung eines Mikroprozessors und dazugehörender Schaltungen verwirklicht wurde.
Unter Bezug auf das Blockdiagramm der Figur 10 der Beschreibung enthält das Ausführungsbeispiel, daß in diesem Anhang beschrieben ist, relevante Schaltungen der Inpulsgeneratorlogig 42, der Intervallmeßschaltung 71 und des physiologischen Detektors 73.
Die Figur A-1 gibt ein Überblicksblockdiagramm dieses alternativen Ausführungsbeispiel wieder. Ein 1ms Taktgeber 402 liefert ein 1ms Taktsignal an einen Zustandstaktgeber 404. Der Zustandstaktgeber 404 erhält Zustandssignale von einem Zustandssignalgenerator 406 und Steuersignale von einem Mikroprozessor 408. Der Mikroprozessor 408 wird von einem Programm gesteuert, daß in einem ROM 410 gespeichert ist. Ein 1ms Zähler 412, der an den 1ms Taktgeber 402 angeschlossen ist, wird dazu verwendet, den Mikroprozessor 408 mit passenden Taktsignalen zu versehen. Der Zustandstaktgeber 404 erzeugt ein Strobsignal, daß auf eine Demultiplexerschaltung 414 gegeben wird. Dieses Strobsignal kontrolliert, wann verschiedene Zeitsignale auf den Zustandssignalgenerator 406 gegeben werden. Der Zustandssignalgenerator 406 erzeugt in Erwiderung auf die erhaltenen Zeitsignale eine Reihe von Zustandssignalen, die den speziellen Arbeitszustand des Herzschrittmachers definieren. Mögliche Arbeitszustände sind in der Beschreibung in Verbindung mit den Figuren 14-15 erklärt worden. Der Impulsverstärker 416 erzeugt in Erwiderung auf die von dem Demultiplexer 414 erhaltenen Signale passende Stimulationsimpulse, die an das Herz gegeben werden. Abfühlverstärker 418 fühlen die Herzereignisse ab, die im Herzen auftreten und geben diese Information auf den Mikroprozessor 408.
Die Figur A-2 beschreibt ein logisches Diagramm des Zustandszeitgebers 404. Jede passende logische Schaltung könnte verwendet werden, obwohl CMOS wegen deren geringem Leistungsverbrauch bevorzugt werden. Die Teilenummern, die in Figur A-2 (und in allen anderen Figuren) gezeigt werden, repräsentieren käuflich verfügbare Komponenten, die von verschiedenen Firmen wie RCA, Motorola und anderen gekauft werden können.
Die Figur A-3 zeigt die bevorzugte Ausführung des Demultiplexers 414. Wie aus dieser Figur gesehen werden kann, sind zwei käuflich vorhandene Demultiplexerschaltungen verwendet, wobei beide durch von dem Zustandssignalgenerator 406 erzeugte Zustandsignale gesteuert werden. Jedoch ist nur einer der Demultiplexerschaltungen mit dem Strobsignal, das durch den Zustandszeitgeber 404 erzeugt wird, abgetastet. Wie der Fachmann erkennt, wird die Demultiplexerschaltung eine von einer Vielzahl möglicher Ausgangssignale, wie durch die Dateneingangs (Zustand) Signale ausgewählt und synchron mit jedem Strobsignal, das vorliegen mag, auswählen. In Abwesenheit eines Strobsignals (und unter der Annahme, daß das Strobsignal ein passendes logisches Niveau angenommen hat) ist der gewählte Ausgang solange aktiviert, wie das Dateneingangssignal, das diesen speziellen Ausgang bestimmt, unverändert bleibt.
Die Figuren A-4 und A-5 illustrieren das logische Diagramm des Zustandssignalgenerator 406. Wie in diesen Figuren gezeigt ist, wurde diese Schaltung mit Hilfe konventionell verfügbarer logischer Gatter und Flip-Flops realisiert. Die Signalnahmen, die in Verbindung mit den Figuren A-1 bis A-4 verwendet werden, sind in der Tabelle 1 definiert (in der Beschreibung) oder sind natürliche Erweiterungen der darin gegebenen Definitionen.
Die Tabelle A-1, die anschließend gezeigt ist, zählt die verschiedenen Zustände auf, die mit dem Zustandstaktgeber 404 (Figur A-1) verbunden sind, und die mit jedem verbundenen Arbeitsparameter.
Der Mikroprozessor 408 (Figuar A-1) kann mit Hilfe jeden passenden Mikroprozessors realisiert werden. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist ein kommerziell verfügbarer 8-bit MC146805 Niedrigleistungs CMOS Mikroprozessor, hergestellt von Motorola, Inc. verwendet. Keine speziellen Techniken sind involviert in der Benutzung dieses Mikroprozessors über das, was bei Fachleuten bekannt ist. Das Programm, das den Mikroprozessor steuert, ist in dem Flußdiagramm der Figur A-6 illustriert. Ein repräsentatives Programmverzeichnis ist mit Kommentaren in der Tabelle A-2 aufgezählt. Es sei angemerkt, daß für die Vereinfachung des Verständnisses die in Tabelle A-2 verwendete Programmsprache eine modifizierte Form der "Basic" Programmsprache ist, die einfach in die erforderliche Assemblersprache und seine korrespondierden Hex Objektkode konvertiert werden könnte, die zur Steuerung des MC146805 erforderlich ist. Tabelle A-1 ZUSTAND NAME ZEIT/BEREICH INKREMENT TAKT GETEILT DURCH TABELLE A-2 PROGRAMMANGABE/FUNKTION BEMERKUNGEN HAUPTPROGRAMM SETZEN GRUNDFREQUENZ KONSTANTEN INITIERER TIME = 0:CLOCK 1 UNTERBRECHUNG EINSCHALTEN CALL RESET/START COUNTER SUB. INTERVALL ZÄHLER EINSCHALTEN WAIT WARTEN AUF UNTERBRECHUNG PROGRAMMANGABE/FUNKTION BEMERKUNGEN BEDINGUNG (SPONTANTE P-WELLE, ABGEFÜHLTE R-WELLE ODER ERZEUGTER A ODER P IMPULS) END UNTERBRECHUNGSPROGRAMM READ BITS (8 OR 9) BESTIMMEN OB V-P ODER R-P INTRLV,DAHER KEINE A WELLE IF (B9 OR B10.NE.1)GOTO PN10 WENN BB ODER B9 GESETZT, NICHT GOTO AX INTRV PROGRAMM READ R-P OR V-P INTRVL INTO INTRVL WERT BITS 2-9 DES A1 ZÄHLERS GELADEN IN A1 CALL RESET/START COUNTE SUB. RÜCKSETZEN ZÄHLER UNTER ROUTINE D4 = R3 - A1 SETZEN DER KONSTANTEN ZUR BESTIMMUNG DER FREQUENZ UND ÄNDERUNGSRICHTUNG C3 = SGN (D4) IF (C3.GT.0) THEN C2 = 100 SETZEN DER KONSTANTEN FÜR ELESE C2 = 0 TABELLE A1 = 0 GOTO PN20 AX INTRVL PROGRAMM UMGEHEN PN10 CONTINUE AX INTRVL PROGRAMM READ (AX INTRVL) INTO A1 LADEN DER BITS B0-B7 IN REG A1 CALL LRESET/START COUNTER SUB. IF (C4.EQ.0) GOTO PN50 KONTROLLIEREN AUF SIGNIFIKANTE VERÄNDERUNGEN PROGRAMMANGABE/FUNKTIONEN BEMERKUNGEN D1 = R1 - A1 SI = SGN D1 KONTROLLE DER RICHTUNG DER VERÄNDERUNG DES REF. INTRV UND ZULETZT GEMESSENEN INTRV TI = S2 * S1 IF (TI.EQ.-1) GOTO PN50 KONTROLLE UM ZU SEHEN OB VERÄNDERUNGEN DES 1TEN INTRV IN GLEICHER RICHTUNG LIEGEN IF (T2. EQ.-1) GOTO PN50 T3 = S3*S1 F (T3.EQ.-1) GOTO PN50 IF(ABS (D1) .LT.ABS(1)THEN SETZEN DER MAXIMAL ZULÄSSIGEN D1 = C1 FREQENZÄNDERUNG C2 = R1 - D1 MAXIMALE VERÄNDERUNG DER TABELLE C3 = S1 PN20 IF (C3.GT.0) GOTO PN30 KONTROLLE FÜR ANSTEIGEN/ ABSINKEN DER FREQUENZ PN21 IF (P.EQ.MAX) GOTO PN40 AUSSERHALB DER TABELLE, KEINE WEITEN WERTE IF (X(P+1) .GT.C2)GOTO PN40 IF ((ABS(V(P+1))-R3).GT. WENN FREQUENZÄNDERUNG ZU VAMAX) GOTO PN40 GROSS, ANHALTEN AN DEM VORLIEGENDEN TABELLENPLATZ P = P+1 BEWEGE ZEIGER HOCH ZU NEUEM WERT GOTO PN21 FORTSETZEN ABARBEITEN DER TABELLE AUFWÄRTS PROGRAMMANGABE/FUNKTIONEN BEMERKUNGEN PN30 IF (P.EQ.MIN) GOTO PN40 ZUWEIT GEGANGEN, VERLASSEN DER TABELLE IF ((X(P-1).LT.C2) KONTROLLE OB AUSSERHALB GOTO PN50 TABELLENBEREICH IF /ABS(V(P-1)-R3) .GT. MAXIMALE FREQUENZÄNDERUNG, VAMAX) GOTO PN40 VERLASSEN DER TABELLE P = P-1 BEWEGE ZEIGER HERUNTER AUF NEUEN WERT GOTO PN30 FORTSETZEN ABARBEITEN DER TABELLE PN40 R1 = X(P) SETZE AX INTRV IN REF R2 = I(P) SETZE AV INTRV R3 = V(P) SETZE VA INTRV OUTPUT R1, R2, R3 SENDE NEUE WERTE ZUZUSTANDSHRDWRE PN50 CONTINUE EINSTELLEN FÜR NÄCHST UNTERBRECHUNG A3 = A2 VERSCHIEBE BERECHNETE WERTE DES LETZTEN AX WERTES AUF NEUEN ORT S2 = S1 D3 = R1 -A3 T2 = S2*SGN(D3) IF (ABS(D1).GT.ABS(D3) LOKALISIERE KLEINSTE ÄNDETHEN C1 = D3 RUNGEN VON AX IN LETZTEN ZWEI ELSE C1 = D1 ZYKLEN (SCHLÄGEN) A2 = A1 C4 = A2 * A3 RETURN PROGRAMM SCHLÜSSEL (FORTS). R1 - REFERENZ AX INTRV P-TABELLENZEIGER R2 - REVERENZ AV INTRV X(P) -AX WERT IN TABELLE R3 - REFERENZ VA INTRV I(P) - AV A1 - ITES GEMESSENES INTRV V(P) - VA AX, ODER R-P ODER V-P D1 - DIFFERENZ ZWISCHEN C4 - KONSTANTE, DIE LETZTEM A1 UND AX REF KLEINSTE VORANGEHENDE ÄNDERUNG IN DEN AX WERTEN HALT S1 - SIGN VON D1 A2 - 2TES GEMESSENES INTRV C3 - KONSTANTE, DIE TEMPORÄRE AX WERTE HÄLT D2 - DIFFERENZE ZWISCHEN A2 UND AX REF S2 - SIGN VON D2 C2 - KONSTANTE, WERT UND DEM ZULETZT GEMESSENEN AX WERT HÄLT A3 - 3TES GEMESSENENS INTRV AX D3 - DIFFERENZ ZWISCHEN C1 T1, T2t T3 - HÄLT VERÄNDERUNGEN VON (S1 BIS S2), (S2 BIS S3) UND (S1 BIS S3)

ANHANG B

INTEGRATION DER ERFINDUNG MIT EINEM MULTIMODUS DDD, DDI,

DVI UND VVI HERZSCHRITTMACHER
Die folgende Beschreibung schafft zusätzliche Details darüber, wie die vorliegende Erfindung in einen vier Modus- Herzschrittmacher integriert ist, der die DDD, DDI, DVI und VVI Arbeitsmoden anbietet. In der bevorzugten Konfiguration wird unipolar im Atrium stimuliert, (Elektrodenkopf in Bezug auf Gehäuse) oder bipolar; Stimulation und Abfühlen in dem Ventrikel ist bipolar; und Stimulation und Abfühlen in dem Atrium ist bipolar oder unipolar, was von den verwendeten Abfühlkonfiguration abhängt. Das ist der Fall, wenn in den normalen DDD, DDI, DVI oder VVI Arbeitsmoden (API und ARI abgeschaltet) sowohl Abfühlen als auch Stimulieren bipolar ist. Jedoch ist in jedem Doppelkammermodus, in dem API aktiviert ist, das Abfühlen der Sinus P-Welle bipolar, atrielles Stimulieren unipolar zwischen Elektrodenkopf und Gehäuse, A-P Intervallabfühlen unipolar zwischen Ringelektrode und Gehäuse und der ventrikluläre Kanal vollständig bipolar. In dem DDD oder DDI Modus mit der aktivierten A-R Intervallmessung ist Stimulieren und Abfühlen in beiden Kammern bipolar. In dem VVI Modus ist das Stimulieren unipolar über den Elektrodenkopf; Abfühlen ist unipolar über die Ringelektrode.

1. DDD MODUS

ATRIELLES EREIGNIS

Zuerst wird der DDD Arbeitsmodus erklärt. Wenn während der P-Überwachungszeit (jede nichtrefraktäre Zeit) eine P-Welle abgefühlt wird, wird eine AV Verzögerung (programmierbar von z.B. 125-175 ms) eingeleitet. Wenn eine P-Welle nicht während der P-Überwachungszeit abgefühlt wird und das VA Intervall abgelaufen ist, was anzeigt, daß es Zeit für einen A-Impuls ist, wird ein A-Impuls erzeugt, gefolgt von einer 11 ms langen Ausblendperiode, während der die Eingänge der V und A Abfühlverstärker von den Elektrodenanordnungen isoliert sind, gefolgt von einer 2 ms Blockierperiode, während der alle P und R Abfühlereignisse ignoriert werden. Nach diesen Ausblend- und Blockierzeiten wird eine AV Verzögerung von weniger als 13 ms (um den Ausblend- und Blockierzeiten Rechnung zu tragen) gestartet. A-V VERZÖGERUNG Wenn eine A-P Intervallmessung während der AV Verzögerung aktiviert wird, ist der ventrikuläre Abfühlkanal in Bereitschaft und der atrielle Kanal im Sinne gewöhnlicher DDD Steuerung refraktär. Das bedeutet, wenn eine P-Welle eine AV Verzögerung einleitet, ist der atrielle Kanal refraktär. Wenn die AV Verzögerung auf einem A-Impuls beruht, der dann erzeugt wurde, wird nach der Blockierzeit eine A-P Intervallmeßzeit von z.B. 50 bis 100 ms (während der AV Verzögerung) gestartet. Wenn während dieser Zeit eine P-Welle detektiert wird (Ringelektrode zu Gehäusemessung), wird die gemessene Zeit gespeichert und bearbeitet wie weiter unten vorgeschlagen oder wie früher beschrieben in Verbindung mit den Figuren 11 und 12 (siehe Beschreibung) oder wie beschrieben in Anhang A. wenn die A-P Intevallmessung nicht aktiviert ist, ist der atrielle Kanal refraktär und der ventrikuläre Kanal in Bereitschaft.

A-P INTERVALL ZU FREQUENZMITTELUNGSALGORHYTHMUS

Ein beispielhafter Algorhythmus zur Steuerung der Frequenz, basierent auf einem A-P Intervall, wird nun beschrieben. Um die Frequenz als eine Funktion des A-P Intervalls zu steuern, muß diese Funktion aktiviert werden, der A Impuls darf während der vorangehenden vier Herzzyklen nicht inhibiert worden sein und drei der vier aufeinanderfolgenden A-P Intervallmessungen müssen gemacht worden sein. Wenn eine inhibierende P-Welle auftritt oder mehr als einer in vier Post A-Impulsen fehlt, geht die Stimulationsfrequenz auf den porgammierten Wert über. Die Frequenz ist als Funktion der letzten drei oder vier A-P Intervallmessungen, die während der letzten vier Herzschlagzyklen gemacht wurden, gesteuert. Um eine Stimulationsfrequenz zu wählen, sind die gemessenen A-P Intervalle gemittelt und auf eine Frequenzsteuertabelle gegeben. Von dieser Tabelle, die so einfach sein kann wie eine aufgespannte Linearfunktion des A-P Intervalls, wird eine Stimulationsfrequenz bestimmt. Alternativ kann der in Verbindung mit den Figuren 11 und 12 in der Beschreibung oder in Anhang A wiedergegebene Prozess verwendet werden.

A-R INTERVALL ZU FREQUENZMITTELUNG

Ein beispielhafter Algorhythmus zur Steuerung der Frequenz beruhend auf dem A-R Intervall wird jetzt beschrieben. Um die Frequenz als eine Funktion des A-R Intervalls zu steuern, muß diese Funktion aktiviert werden, der A-Impuls darf nicht inhibiert worden sein für die vorangehenden vier Herzschlagzyklen und drei der vier aufeinanderfolgenden A-R Intervallmessungen gemacht worden sein. Wenn eine inhibierende P-Welle auftritt oder mehr als eine R-Welle vermißt wird, kehrt die Stimulationsfrequenz auf den programmierten Wert zurück. Die Frequenz wird als Funktion der letzten drei oder vier A-R Intervallmessungen gesteuert, die während der letzten vier Herzzyklen gemacht wurden. Um die Stimulationsfrequenz zu wählen, werden die gemessenen A-R Intervalle gemittelt und auf eine Frequenzsteuertabelle gegeben. Aus dieser Tabelle, die so einfach sein kann wie eine aufgespannte Linearefunktion der A-R Intervalle, wird eine Stimulationsfrequenz bestimmt. Alternativ kann der in Verbindung mit den Figuren 11 und 12 der Beschreibung angegebene Prozeß oder der in Anhang A wiedergegebene benutzt werden.

V-R INTERVALL ZU FREQUENZMITTELUNGSALGORHYTHMUS

Dieser Algorhythmus ist ähnlich zu dem A-P Intervall mit der Ausnahme, daß A V wird und P R in allen Impulswellenbeziehungen.

VENTRIKULÄRE EREIGNISSE.

Wenn eine spontane R-Welle abgefühlt wird, wird der V-Impuls inhilbiert und eine absolute A und V Refraktärzeit beginnt. Als ein Beispiel kann diese Zeit 100 ms betragen. Wenn keine R-Welle während der A V Verzögerung abgefühlt wird, wird ein V-Impuls iniziert und eine absolute A und V Refraktärzeit beginnt. Als Beispiel kann diese Refraktärzeit ebenfalls 100 ms betragen.

V-A INTERVALL

Während der absoluten A und V Refraktärzeit werden P und R Wellen ignoriert. Wenn die absolute A und V Refraktärzeit abgelaufen ist, beginnt eine relative Refraktärzeit. Jede abgefühlte P oder R Welle während der relativen Refraktärzeit leitet eine Verlängerung dieser Zeit ein. Wenn während der verlängten P Periode eine andere P oder R Welle detektiert wird, erfolgt eine weitere Verlängerung dieser Zeit. Das schließt das Erfassen von Störimpulsen oder kontinuierlichen Störsignalen aus. Das bedeutet, daß für den Fall, daß eine relative Refraktärzeit bis zum Ende des V-A Intervalls verlängert worden ist, ein A Impuls so erzeugt wird, als ob kein P oder R-Welle detektiert wurde.
Nach der Refraktärzeit wird ein maximales Nachführungsintervall (MTR) initiert, während dem die P und R Wellen Abfühllogik eingeschaltet ist, aber während dem abgefühlt P oder R-Wellen gespeichert weden und keine Reaktionen hervorrufen, bis das MTR abgelaufen ist. Nach dem MTR wird auch die P und R-Wellen Abfühllogik eingeschaltet und wenn eine P-Welle detektiert wird, werden die Zeitgeber auf den früher beschriebenen Zustand gesetzt, der einem A-Impuls oder einer inhibierten P-Welle folgt. Wenn eine R-Welle detektiert wird, werden die Zeitgeber auf den früher beschriebenen Zustand, der einem V-Impuls oder einer inhibierten R-Welle folgt, gesetzt. Wenn gespeicherte P oder R-Wellen vorliegen, die während MTR detektiert wurden, werden diese behandelt, als ob sie gerade nach MTR aufgetreten sind, wobei das zuletzt gespeicherte Ereignis für den Fall, daß beide auftreten, Vorrang hat.

2. DDI MODUS

Der DDI Arbeitsmodus ist ähnlich dem obenbeschriebenen DDD Modus mit der Ausnahme, daß für den Fall, daß eine P-Welle während der P-Wellenüberwachungszeit abgefühlt wird, die Zeitgeber nicht wie oben beschriebene gesetzt werden, sondern weiterarbeiten als ob die P-Welle nicht vorgekommen wäre. Der einzige Effekt der abgefühlten P-Welle besteht darin, daß der nächste geplante A-Impuls nicht erzeugt wird.

3.DVI MODUS

Der DVI Modus ist ähnlich dem DDI Modus mit dem Unterschied, daß P-Wellen zu allen Zeiten blockiert werden und nur A-R oder V-R Messungen möglich sind.

4. VVI MODUS

Der VVI Modus ist ähnlich dem DVI Modus mit dem Unterschied, daß keine atrielle Stimulation vorkommen kann und nur V-R Messungen möglich sind.

Claims

1. Frequenzgesteuerter Herzschrittmacher (16) mit Mitteln (42,44;22,24;30,36) zur Erzeugung und Abgabe von Stimulationsimpulsen bei Bedarf und mit programmierbarer Frequenz, physiologische Ansprechmittel (71,73) zur Einstellung der Frequenz als Funktion eines Intervalls zwischen der Erzeugung eines Stimulationsimpulses und dem Auftreten eines Antwortereignisses des Herzens, dadurchgekennzeichnet, daß die physiologischen Ansprechmittel (71,73) folgendes umfassen:

Abtastmittel (48,54,56), die das Auftreten einer als X bezeichneten Depolarisation des Herzens erfassen, wobei diese Depolarisation der Abgabe eines als S bezeichneten Stimulationsimpulses an das Herz folgt; zeitmessende Mittel (71), die das Zeitintervall S-X zwischen der Erzeugung des Stimulationsimpulses S und dem Auftreten der erfaßten Depolarisation X messen; Mittel (73) zur automatischen Einstellung der Frequenz der an das Herz abgegebenen Stimulationsimpulse als Funktion des durch die zeitmessenden Mittel (71) gemessenen Zeitintervalls S-X.

2. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, dadurchgekennzeichnet, daß die Mittel (73) zum Einstellen der Frequenz folgendes umfassen:

Prozeßmittel (201-209) zur Ableitung eines Bezugszeitintervalls aus den Zeitintervallen S-X, die während einer vorbestimmten Anzahl, mindestens drei, aufeinanderfolgender Herzzyklen gemessen werden, wobei die Mittel (73) zum Einstellen der Frequenz die Frequenz der an das Herz abzugebenden Impulse als Funktion des Bezugszeitintervalls einstellen.

3. Herzschrittmacher nach Anspruch 2, dadurchgekennzeichnet, daß die Prozeßmittel (201-219) Mittel zur Bildung des Mittelwertes der Zeitintevallen S-X enthalten, um das Bezugszeitintervall abzuleiten.

4. Herzschrittmacher nach Anspruch 2, dadurchgekennzeichnet, daß die Prozeßmittel (201-219) folgendes umfassen:

trendidentifizierende Mittel (205-217) zur Feststellung, ob alle Zeitintervalle S-X größer oder kleiner sind als das der geltenden Abgabefreguenz der Stimulationsimlpulse entsprechende Bezugszeitintervall und Austauschmittel (205, 209,- 211,215, 217) zum Austauschen des Bezugszeitintervalls mit dem Zeitintervall S-X, das dem Bezugnszeitintervall am nächsten kommt, wobei die Austauschgeschwindigkeit durch Glättungsmittel 1(215) begrenzt ist.

5. Herzschrittmacher nach Anspruch 2,3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Prozeßmittel (210-219) Kompensationsmittel (217) zur Kompensierung einer Änderung im Zeitintervall S-X infolge einer Frequenzänderung für die Stimulationsimlpulse enthalten.

6. Herzschrittmacher nach Anspruch 1,2,3,4 oder 5, da- durch gekennzeichnet, daß S ein als A bezeichneter atrieller Stimulationsimpuls und X eine als P oder beziehungsweise als R bezeichnete atrielle oder ventrikuläre Depolarisation ist, wobei P eine P-Welle und R eine R-Welle bezeichnet und wobei das gemessene Zeitintervall S-X das Zeitintevall zwischen A und P oder zwischen A und R ist.

7. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, 2, 3, 4 oder 5, da- durch gekennzeichnet, daß S ein als V bezeichneter ventrikulärer Stimulationsimpuls und X eine als R bezeichnete ventrikuläre Depolarisation ist, wobei R eine R-Welle bezeichnet und das gemessene Zeitintervall S-X das Zeitintervall zwischen V und R ist.