DE69029463T2 - Herzschrittmacher mit selbsttätiger einstellung der taktantwort - Google Patents
Herzschrittmacher mit selbsttätiger einstellung der taktantwortInfo
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Description
- Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf taktempfindliche Herzschrittmacher und insbesondere auf einen implantierbaren Mikroprozessorgesteuerten taktempfindlichen Schrittmacher, worin ein programmierter Takt oder ein Sensor angezeigter Takt wahlweise verwendet werden kann, um den Takt zu bestimmen, bei welchem Pulse auf Anforderungen oder wie ansonsten programmiert durch den Schrittmacher erzeugt werden.
- Ein Schrittmacher ist eine implantierbare medizinische Vorrichtung, welche elektrische Stimulationspulse an das Herz eines Patienten abgibt, um das Herz mit einem gewünschten Takt schlagen zu lassen. Frühere Schrittmacher haben Stimulationspulse bei einem festen Takt oder Frequenz geliefert, wie beispielsweise 70 Pulse pro Minute (ppm), wodurch der Herzschlag bei diesem festen Takt gehalten wird. Anschließend wurden Schrittmacher entwickelt, die nicht nur das Herz stimulieren, sondern auch das Herz überwachen. Wenn ein natürlicher Herzschlag innerhalb einer vorbestimmten Zeitdauer detektiert wurde (gewöhnlich als "Gang- Intervall" bezeichnet), dann wurde kein Stimulationspuls abgegeben, wodurch es dem Herzen möglich war, selbst zu schlagen, ohne daß die begrenzte Leistung des Schrittmachers verbraucht wurde. Solche Schrittmacher werden als "Anforderungs-Schrittmacher" bezeichnet, weil die Stimulationspulse nur auf Anforderung dem Herz bereitgestellt werden.
- Frühen Anforderungs-Schrittmacher war ein fester zugeordnet. In späteren Versionen war der Grundtakt programmierbar wählbar und wurde später allgemein bekannt als "programmierter Takt". Wenn das Herz in der Lage war, selbst zu schlagen, bei einem Takt, der über dem Grundtakt (oder programmierten Takt) lag, dann wurde kein Stimulationspuls abgegeben. Wenn jedoch das Herz nicht in der Lage war, bei einem Takt oberhalb des Grundtaktes zu schlagen, dann wurden Stimulationspulse zugeführt, um sicherzustellen, daß das Herz immer mindestens bei dein Grundtakt (oder programmierten Takt) schlägt. Ein solcher Betrieb wurde einfach erreicht durch Beobachten des Herzes auf einen natürlichen Schlag während des Gang-Intervalls. Wenn eine natürliche Aktivität detektiert wurde, dann wurde der Zeitgeber, welcher das Gang-Intervall definiert, zurückgesetzt. Wenn keine natürliche Aktivität detektiert wurde, dann wurde ein Stimulationspuls zugeführt, sobald das Gang-Intervall abgelaufen war. Die Änderung des Grundtaktes (oder des programmierten Taktes) wurde erreicht durch einfache Änderung der Dauer des Gang-Intervalls.
- In den letzten Jahren wurden taktempfindliche Schrittmacher entwickelt, die automatisch den Takt ändern, bei welchem der Schrittmacher Stimulationspulse abgibt, in Abhängigkeit von einem detektierten physiologischen Parameter. Der physiologische Parameter lieferte einen gewissen Hinweis, ob das Herz schneller oder langsamer schlagen sollte, abhängig vom physiologischen Bedarf des Herzschrittmacher-Verwenders. Wenn beispielsweise ein Patient in Ruhe ist, dann besteht im allgemeinen kein Bedarf nach einem schnelleren als üblichen Herzschlag, so daß der taktempfindliche Schrittmacher beim "Grundtakt" als einem normalen Wert bleibt, wie beispielsweise 60 Pulsen pro Minute (ppm).
- Wenn jedoch der Patient Übungen macht oder anderweitig physiologisch aktiv ist, dann gibt es ein Bedarf für das Herz, viel schneller zu schlagen, wie beispielsweise mit 100 Schlägen pro Minuten. Für einige Patienten ist das Herz nicht in der Lage, selbst schneller zu schlagen, so daß der Schrittmacher helfen muß. Um dies effizient zu bewirken, muß der physiologische Bedarf für das Herz, damit es schneller schlägt, zuerst detektiert werden, und der "Grundtakt" des taktempfindlichen Schrittmachers muß entsprechend eingestellt werden. Folglich sind taktempfindliche Schrittmacher im Stand der Technik, welche den "Grundtakt" in Abhängigkeit vom detektierten physiologischen Bedarf erhöhen und vermindern.
- Verschiedene Arten von Sensoren sind im Stand der Technik gelehrt worden zur Verwendung mit einem taktempfindlichen Schrittmacher. Ein allgemein bekannter Typ von Sensor ist ein Aktivitätssensor, welcher den physikalischen Aktivitätspegel des Patienten detektiert. Es wird beispielsweise verwiesen auf US-Patent Nr.4 140 132 von Dahl und 4 485 813 von Anderson et al. In Übereinstimmung mit den Lehren von Dahl oder Anderson et al. wird ein piezoelektrisches Kristall verwendet als ein Aktivitätssensor. Ein solcher Kristall erzeugt ein elektrisches Signal, wenn er physikalischen Bewegungen und Belastungen gemäß den gut bekannten Prinzipien unterworfen wird.
- Das elektrische Signal, das von dein Kristall erzeugt wird, kann verarbeitet werden durch Gleichrichten und Filtern, wie es von Dahl gelehrt wird, oder durch Überwachen der Frequenz der höchsten Alnplitudenspitzen, wie es von Anderson et al. gelehrt wird. Eine Erhöhung oder Verminderung in dem Parameter, der überwacht wird, signalisiert ein Bedarf zur Erhöhung oder Verminderung des Taktes, mit welchem die Schrittpulse geliefert werden. Man beachte, daß im folgenden der Ausdruck "Schritt-Takt" sich auf den Takt bezieht, bei welchem der Schrittmacher Stimulationspulse liefert, oder in dein Fall von Anforderungs-Schrittmachern, der Takt, bei welchem der Schrittmacher Stimulationspulse liefern würde bei Abwesenheit von natürlich auftretenden Herzschlägen. Für die Zwecke dieser Anmeldung sind die Ausdrücke "Pacer" -und "Pacemaker" untereinander austauschbar. Andere Typen von Sensoren, die in bekannten taktempfindlichen Schrittmachern verwendet werden, umfassen Sensoren, die den Atmungstakt, den Blutsauerstoffpegel, die Blut- und/oder Körpertemperatur, den Blutdruck, die Länge des Q-T- Intervalls, die Länge des P-R-Intervalls etc. detektieren. Taktempfindliche Schrittmacher, die diese anderen Typen von Sensoren verwenden, müssen ihre gewerbliche Verwertbarkeit noch unter Beweis stellen. Soweit den Anmeldern bekannt ist, ist nur der piezoelektrische Sensor bisher in einer beträchtlichen Anzahl zum Verkauf gelangt. Jedoch können jeder oder alle diese anderen Typen von Sensoren ihre Wirksamkeit noch in der Zukunft beweisen. Vorteilhaft kann die hier ausgeführte vorliegende Erfindung mit jedem dieser bekannten Sensoren verwendet werden oder mit jedem anderen physiologischen Sensor, der bisher entwickelt wurde.
- Selbst wenn ein zuverlässiger oder quasi zuverlässiger Indikator des physiologischen Bedarfs in einem taktempfindlichen Schrittmacher verwendet wird, gibt es immer noch ein Bedarf nach einer Anpassung an die bestimmte Weise, in welcher ein bestimmter Patient auf die Ausgangssignale von einem gewahlten Sensor reagiert. Zwar gibt es eine gewisse Flexibilität in Bezug auf die Weise, in welcher die Schrittmacher programmiert sind, jedoch sind die verfügbaren Programmieroptionen relativ zu den taktempfindlichen Merkmalen bisher streng begrenzt. Selbst wenn ein Schrittmacher anfänglich in geeigneter Weise programmiert ist, gibt es keine Garantie, daß diese Weise der Programmierung geeignet bleibt über eine längere Zeitdauer.
- Zwar kann zudem eine Neuprogrammierung vorgenommen werden, doch erfordert die Neuprogrammierung zusätzliche Besuche beim Arzt, wobei diese Besuche für den Patienten ziemlich lästig werden können. Entsprechend gibt es einen Bedarf im Stand der Technik nach einem taktempfindlichen Schrittmacher, der eine größere Flexibilität in Bezug atif die Weise, in welcher der Schrittmacher anfänglich programmiert ist, zeigt, und der danach eine automatische Einstellung von einigen der Schlüsselparametern erlaubt, welche die Effektivität des Schrittmachers beeinflussen.
- Weil insbesondere alle taktempfindlichen Schrittmacher gewisse Typen von Sensoren oder Detektormechanismen aufweisen, um zu detektieren, mit welchem Takt das Herz schrittgemacht werden soll, gibt es einen kritischen Bedarf nach einer Sicherstellung, daß der Sensor und seine entsprechenden Schaltungen richtig funktionieren. Sollte der Sensor ausfallen oder sollte einer dieser Schaltkreise, die mit dein Sensor assoziiert sind, ausfallen, dann muß der Schrittmacher dennoch fortfahren, Stimulationspulse mit einem sicheren Takt zu liefern, wenn es notwendig ist. In dieser Hinsicht ist zu beachten, daß normalerweise aufgrund der strikten Gestaltungs- und Herstellungsanforderungen, welche an ein implantierbares medizinisches Produkt gestellt werden, Ausfälle des Schrittmachers oder der Schrittmacherschaltkreise und der Elemente extrem unwahrscheinliche Ereignisse sind. Da jedoch die Sensoren, die mit einem taktempfindlichen Schrittmacher verwendet werden, zusätzliche Teile mit sich bringen, und weil der Betrieb solcher Sensoren typischerweise die Messung oder die Detektierung von sehr schlecht definierten und/oder niedrigen Signalen erfordert, und weil weiterhin der Verarbeitungsschaltkreis, der in solchen Sensoren verwendet wird, notwendigerweise ziemlich kompliziert und komplex ist, um die relevante Information von den niedrigen Signalen zu extrahieren, ist die Möglichkeit eines Schaltkreisausfalls in einem taktempfindlichen Schrittmacher erhöht. Was daher im Stand der Technik gebraucht wird, ist ein Ausfall-sicherer Mechanismus in dem taktempfindlichen Schrittmacher, der verwendet werden kann, um Stimulationspulse mit einem sicheren Takt im Falle eines Ausfalls des Sensors und/oder der taktempfindlichen Teile der Schrittmacherschaltungen zu liefern.
- Aufgrund der oben erwähnten Komplexität und Kompliziertheit der meisten taktempfindlichen Schrittmacher sind Schrittmacher typischerweise teuer in der Entwicklung, Herstellung, Test und Wartung. Es ist beispielsweise nicht ungewöhnlich, daß ein bestimmter Gestaltungsweg für eine vorgeschlagene Gestaltung eines taktempfindlichen Schrittmachers mehrere Monate oder Jahre vergehen, bis erkannt wird, daß dieser Weg nicht der beste ist, der genommen werden kann oder genommen werden sollte. Weiterhin aufgrund der Miniaturisierung der Schaltungen, die in modernen implantierbaren Schrittmachern verwendet werden, erfordert jede beträchtliche Gestaltungsänderung die Gestaltung eines neuen integrierten Schaltkreis-Chips. Ein solcher Vorgang einer Anlaufphase für einen neuen Weg ist nicht nur zeitaufwendig, sondern kann auch extrem teuer sein.
- Was daher gefordert wird, ist eine Konfignration für einen taktempfindlichen Schrittmacher, die die Verwendung von ausprobierten und getesteten Schrittmacher-Chips (Pulsgenerator und diesbezügliche Steuerung) für die Grundfunktionen des Schrittmachers erlaubt und weiterhin einen vielseitigen, leicht auszutauschenden Verarbeitungsschaltkreis-Chip, der als ein gewählter Sensor verwendet wird, für die taktempfindlichen Funktionen erlaubt. Dies ist die Hauptaufgabe der vorliegenden Erfindung. Schließlich muß die vorliegende Erfindung all die oben erwähnten Vorteile und Aufgaben erreichen, ohne daß irgendwelche wesentlichen relativen Nachteile eingeführt werden.
- EP-A-256 617 beschreibt einen temperaturempfindlichen Kontroller für einen Herzschrittmacher mit einer Logik- und Steuereinheit, einer Parameter- Kommunikationseinheit, einem Analog-zu-Digital-Konverter und einen Temperatursensor. Der Schritt-Taktwert wird berechnet als die Summe eines Bezugstaktes eines natürlich-taktempfindlichen Ausdruckes und eines dynamischtaktempfindlichen Ausdruckes, welche zum Takt nur beitragen in Antwort auf die physikalische Aktivität. Eine Stufentakt-Antwort wird ebenfalls zuaddiert zu dem berechneten Schritt-Takt, wenn der Beginn einer phyikalischen Aktivität angezeigt wird. Der Kontroller behält die Stärke und die Geschwindigkeit der Anderung des berechneten Schritt-Taktes innerhalb vorbestimmter Einheiten bei und verhindert, daß der Schritt-Takt zu hoch bleibt, wenn die physikalische Aktivität aufgehört hat.
- Entsprechend der vorliegenden Erfindung gibt es einen taktempfindlichen Schrittmacher mit: einem Pulsgenerator zum Erzeugen von Schrittpulsen bei einem Takt, der durch ein Taktsteuersignal bestimmt wird; eine Einrichtung zum Erzeugen eines Grundtaktsignals; einen Sensor; und einen Prozessor zum Erzeugen eines Scliritt-Taktsignals; und in welchem der Sensor ein Rohsensorsignal erzeugt mit einem Wert, der in Abhängigkeit von einem detektierten physiologischen Parameter variiert, und wobei der Prozessor das Schitt-Taktsignal in Abhängigkeit von dem Rohsignalsensor erzeugt; dadurch gekennzeichnet, daß der Prozessor eine Vorprozessoreinrichtung umfaßt zum Erzeugen von einem aus einer Anzahl von Sensorpegelindexsignalen in Abhängigkeit vom Wert des Rohsensorsignals, wobei die Anzahl von Sensorpegelindexsignalen ein Minimumsensorpegelindexsignal umfaßt, das allen Werten des Rohsensorsignals unterhalb einer ersten vorgegebenen Schwelle entspricht, und ein Maximumpegelindexsignal, das allen Werten des Rohsensorsignals oberhalb einer zweiten vorgegebenen Schwelle entspricht, und eine Konversionseinrichtung zum Konvertieren des einen Sensorpegelindexsignals in das Schritt-Taktsignal; wobei der Schrittmacher ebenfalls eine Auswahleinrichtung umfaßt zum Auswählen entweder des Grundtaktsignals oder des Schritt- Taktsignals als Taktsteuersignal für den Pulsgenerator, wodurch der Pulsgenerator die Schrittpulse bei einem Takt erzeugt, der durch das gewählte von dem Grundtaktsignal und dem Schritt-Taktsignal bestimmt wird.
- Die Nachteile und Beschränkungen des oben diskutierten Standes der Technik werden durch die vorliegende Erfindung überwunden. Mit dieser Verbindung ist ein vielseitiger taktempfindlicher Schrittmacher bereitgestellt, welcher die oben identifizierten Bedürfnisse sowie andere Bedürfnisse befriedigt. Insbesondere kann die vorliegende Erfindung ausgeführt werden in einem Zwei-Kammer-, aktivitätsempfindlichen, Multimode-, multiprogrammierbaren implantierbaren Herzschrittmacher. Der Schrittmacher umfaßt einen ansonsten konventionellen programmierbaren Schrittmacher-Chip, einen Mikroprozessor-Chip, einen physiologischen Sensor und eine Batterie, die alle innerhalb desselben implantierbaren Gehäuses aufgenommen sind.
- Der programmierbare Schrittmacher-Chip liefert alle die konventionellen programmierbaren Schrittmacherfunktionen, einschließlich der Erzeugring von Schrittpulsen in einem von vielen möglichen Betriebsmoden, der Detektierung der Herzaktivität von einer oder beiden Kammern des Herzens und liefert eine ausgewählte programmierte Antwort. Der Mikroprozessor-Chip umfaßt eine leistungsstarke Prozessoreinrichtung als Schnittstelle zwischen dein physiolgischen Sensor und den Steuerschaltungen des Schrittmacher-Chips. Ein solcher Prozessor erzeugt ein sensorangezeigtes Taktsignal, welches in Abhängigkeit von einem Rohsignal variiert, das von dem Sensor erhalten wird. Ein solches sensorangezeigtes Taktsignal liefert, wenn es programmierbar ausgewählt wird, um durch die Schrittmacherschaltugen verwendet zu werden (SENSOR EIN), eine Basis für die automatische Einstellung des Schritt-Taktes des Schrittmachers in Abhängigkeit von den physiologischen Bedürfnissen, die von dem Sensor detektiert werden. Wenn das sensorangezeigte Taktsignal nicht gewählt ist (SENSOR AUS), dann liefert der Schrittmacher einen Schritt-Takt, wie er in konventioneller Weise programmiert ist.
- In der bevorzugten Ausführungsform ist der Sensor ein piezoelektrischer Sensor, welcher auf die Innenseite des Schrittmachergehäuses gelötet ist. Dieser Sensor erzeugt ein Rohsignal, welches sich aus den Verbiegungen des Gehäuses ergibt, die während der Aktivität des Patienten auftreten. Dieses Rohsignal wird verarbeitet durch den Mikroprozessor-Chip und konvertiert in ein sensorangezeigtes Taktsignal, welches verwendet wird, um die Schrittmacherschaltkreise wahlweise zu steuern.
- Weiterhin erlauben es Speicherschaltkreise, die innerhalb des Mikroprozessor- Chips vorgesehen oder mit diesem verbunden sind, Daten bezüglich des zurückliegenden Verhaltens des taktempfindlichen Schrittmachers zu speichern. Diese Speicherschaltkreise können auf nicht-invasive Weise abgefragt werden, und die Daten als ein Histogramm angezeigt werden, das die Verteilung der sensoranzeigenden Taktdaten über die Aufzeichnungsperiode wiedergibt. Vorteilhaft können diese Daten anschließend durch das geeignete medizinische Personal studiert werden, zu einer Zeit, die für alle Betroffenen bequem ist, um sicherzustellen, daß der Schrittmacher optimal programmiert ist und/oder innerhalb der Erwartungen arbeitet. Zusätzlich und alternativ werden in einer Ausführungsform solche Daten durch den Bord-Mikroprozessor-Chip verwendet, um den taktempfindlichen Schwellenbetrieb der taktempfindlichen Teile der Schrittmacherschaltkreise einzustellen.
- In dem Fall, daß der Sensor oder der Mikroprozessor-Chip ausfällt, kann der Schrittmacher-Chip unabhängig von dem Mikroprozessor und dem Sensor arbeiten, wodurch ein konventioneller oder lebenserhaltender Schrittmacherbetrieb bereitgestellt wird. Auf diese Weise liefert das System einen ausfallsicheren Mechanismus, worin alle konventionellen Schrittmacherfunktionen immer noch gegeben sind, selbst in dem Fall eines vollständigen Ausfalls des Mikroprozessors und/oder des Sensors.
- Die vorliegende Erfindung liefert daher vorzugsweise in einem einzigen implantierbaren Kasten oder Gehäuse die Kombination eines programmierbaren Standard-Schrittmacher-Chips, eines Mikroprozessor-Chips und eines physiologischen Sensors. Eine solche Kombination erlaubt vorteilhaft viele verschiedene und veränderliche Konfigurationen und Wege bezüglich der Art, wie das Sensorsignal verarbeitet und verwendet wird; und sie erlaubt im Bedarfsfall, daß der Sensorschaltkreis wahlweise abgeschaltet wird (SENSOR AUS), was zu einem konventionellen programmierbaren Schrittmacher führt.
- Vorzugsweise liefert die Erfindung einen taktempfindlichen Schrittmacher, der eine gewünschte Schrittmacher-Antwort auf Signale gibt, die von einem physiologischen Sensor erzeugt werden, wobei die Antwort während der Gestaltung, der Herstellung, dem Testen oder den Phasen der Verwendung durch den Patienten leicht geändert werden kann. Aufgrund der vielfältigen programmierbaren Merkmale, die sowohl in den konventionellen wie auch in den taktempfindlichen Teil des Schrittmachers vorhanden sind, kann der Schrittmacher leicht in der Weise konfiguriert werden, daß er dem bestimmten Bedarf eines gegebenen Patienten zu einer gegebenen Zeit entspricht.
- Auf diese Weise erlaubt es der taktempfindliche Schrittmacher, der hier beschrieben wird, daß die Takt-Antwortschwelle, bei welcher die taktempfindlichen Funktionen des Schrittmachers zum Tragen kommen, wahlweise eingestellt wird, damit sie den Bedürfnissen eines bestimmten Patienten entsprechen. Mit dieser taktempfindlichen schwellengesetzten Fähigkeit ist die Möglichkeit des programmierbaren Wählens einer bestimmten Antwort-Charakteristik gekoppelt, wie beispielsweise die Geschwindigkeit, mit welcher der sensorangezeigte Takt sich in Abhängigkeit von detektierten Änderungen in dein Signal von dein Sensor ändert (Steigung), wie schnell der sensorangezeigte Takt sich in Abhängigkeit der Zeit erhöht (Reaktionszeit) und wie schnell der sensorangezeigte Takt in Abhängigkeit von der Zeit abnimmt (Erholungszeit).
- Eine andere bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung erlaubt es, daß die Takterhöhung von der Grundtakt-Antwortschwelle des taktempfindlichen Schrittmachers automatisch eingestellt wird, auf der Grundlage des detektierten physiologischen Aktivitätspegels des Patienten über eine vorangegangene Zeitdauer, wie beispielsweise den vorangegangenen 18 Stunden.
- Weiterhin führt der taktempfindliche Schrittmacher der vorliegenden Erfindung eine Überwachung und Aufzeichnung des Verhaltens des Sensors über ein vorbestimmtes festgelegtes gleitendes Zeitfenster, das der gegenwärtigen Zeit vorhergeht, aus, unabhängig davon, ob oder ob nicht der Sensormode des Betriebes gewählt wurde.
- Zusammengefaßt umfaßt die vorliegende Erfindung vorzugsweise eine Pulserzeugungseinrichtung zum Erzeugen eines Schrittpulses bei einem Takt, der durch ein Taktsteuersignal eingestellt ist, eine Einrichtung zum Erzeugen eines Grundtaktsignals, einer Sensoreinrichtung zum Erzeugen eines Rohsensorsignals, einer Prozessoreinrichtung zum Erzeugen eines Schritt-Taktsignals in Abhängigkeit vom Rohsensorsignal und eine Auswahleinrichtung zum Auswählen von einem aus dem Grundtaktsignal oder dem Schritt-Taktsignal als Taktsteuersignal für die Pulsgeneratoreinrichtung. Diese Konfiguration erlaubt es, daß die Pulsgeneratoreinrichtung Schrittpulse bei einem Takt erzeugt, welcher durch ein ausgewähltes aus dem Grundtaktsignal oder dem Schritt-Taktsignal bestimmt wird. Die Prozessoreinrichtung umfaßt eine Vorprozessoreinrichtung zum Konvertieren des Rohsensorsignals in eine Anzahl von Sensorpegelindexsignale und eine Konversionseinrichtung zum Konvertieren des Sensorpegelindexsignals in ein sensorangezeigtes Taktsignal. In einer Ausführungsform ist das Sensorpegelindexsignal digitalisiert und nimmt einen Wert von Null bis einunddreißig (einunddreißig mögliche Werte) an.
- Das sensorangezeigte Taktsignal nimmt einen Wert in Abhängigkeit von einem gewählten aus einer Familie von Übertragungscharakteristik-Kurven oder - Tabellen an, wobei jede Kurve oder Tabelle in Beziehung steht zu dem Sensorpegelindexsignal auf einer Achse oder Spalte und zu dem sensorangezeigten Taktsigual auf der anderen Achse oder Zeile. Für die Sensorpegelindexsignale unterhalb einer vorgeschriebenen Minimum-Takt-Antwortschwelle, ist das sensorangezeigte Taktsignal ein festgelegter Minimumswert. Ännlich ist für die meisten Übertragungskurven innerhalb der Familie der Übertragungskurven das sensorangezeigte Taktsignal für Sensorpegelindexsignale oberhalb eines vorgegebenen Maximum- Takt-Antwortpegels ein festgelegter Maximalwert.
- Die Minimum-Takt-Antwortschwelle des Sensorsignals, bei welcher die taktempfindlichen Funktionen zur Wirkung kommen, können programmierbar eingestellt werden auf jeden gewünschten Wert. In einer Ausführungsform ist diese Minimum-Takt-Antwortschwelle automatisch eingestellt auf der Grundlage eines Mittelwertes oder eines anderen verarbeiteten Wertes des Aktivitätsniveaus des Patienten über eine vorgegebene Zeitdauer.
- Die hier beschriebene Erfindung erlaubt es, ein Verfahren zum Einstellen der Takt-Antwortschwelle auszuführen, bei welcher die taktempfindlichen Funktionen eines Schrittmachers, wie er oben beschrieben ist, ausgeführt werden, d.h. die Minimum-Takt-Antwortschwelle des Sensorpegelindexsignals, unterhalb welchem das sensorangezeigte Taktsignal konstant bleibt. Dieses Verfahren umfaßt die Schritte des Unterwerfens des Schrittmachers und seiner Sensoren einen niedrigen Aktivitätspegel, Abtasten des sensorangezeigten Taktsignals, das von dem Sensor bei einem ersten vorgegebenen Abtasttakt während der Zeitdauer des niedrigen Akivitätspegels abgeleitet wird, Sortieren und Speichem von jedem abgetasteten sensorangezeigten Taktsignal in einer Speichereinrichtung in Abhängigkeit von seinem Wert, Wiedergewinnen und Anzeigen der gespeicherten Werte der abgetasteten sensorangezeigten Taktsignale, Auswählen einer Antwortschwelle des Sensorindexpegeltaktes in der Weise, daß es mindestens einen Wert hat, der dem höchsten sensorangezeigten Taktsignal, das während der Zeitdauer der niedrigen Aktivität angezeigt wird, entspricht.
- Andere Variationen dieses Verfahrens umfassen die Addition eines Offset-Wertes auf das Sensorpegelindexsignal, das wie oben abgeleitet wird, um die Takt- Antwortschwelle zu erreichen. Wenn beispielsweise das Maximumsensorpegelindexsignal während einer Zeitdauer mit niedriger Aktivität in der Weise festgestellt wird, daß es einen Wert von vier hat, und wenn der Offset-Wert derart ausgewählt wird, daß er einen Wert von zwei hat, dann wird die Takt-Antwortschwelle des Sensorpegelindexsignals auf einen Wert von sechs eingestellt. In einem solchen Beispiel bleibt das sensorangezeigte Taktsignal bei einem minimalen Wert, wie beispielsweise 60 ppm, bis das Sensorpegelindexsignal den Wert sechs überschreitet. Wenn das Sensorpegelindexsignal den Wert sechs überschreitet, dann nimmt das sensorangezeigte Taktsignal einen Wert entsprechend der gewählten Steigung, der Reakionszeit und der Erholungszeit-Charakteristiken an.
- Weiterhin kann ein Verfahren unter Verwendung in oder durch einen taktempfindlichen Schrittmacher, wie er oben beschrieben wurde, ausgeführt werden zum automatischen Einstellen einer Taktantwortschwelle, über welche die Patientenaktivität steigen muß, bevor die taktempfindlichen Funktionen zum Tragen kommen. Dieses Verfahren umfaßt die Schritte des Unterwerfens des Schrittmachers einem bekannten Aktivitätspegel für eine vorgegebene Zeitdauer, Abtasten und Verarbeiten der Sensorsignale über die vorgegebene Zeitdauer, um ein repräsentatives Sensorsignal zu bestimmen, Addieren eines wählbaren Offset-Wertes zu dem repräsentativen Sensorsignal und Verwendung dieses Wertes, der so berechnet wurde, als ein Takt-Antwortschwellenwert.
- Die Erfindung kann in der Praxis auf verschiedene Weisen ausgeführt werden, und einige Ausführungsformen werden im folgenden beispielhaft mit Bezug auf die begleitenden Zeichnungen beschrieben, in welchen:
- Fig. 1 ein funktionales Blockdiagramm eines taktempfindlichen Schrittmachers ist, der die Merkmale der vorliegenden Erfindung umfaßt;
- Fig. 2 eine Übertragungskurve ist, die die allgemeine Beziehung zwischen einem Sensorindexsignal und einem sensorangezeigten Taktsignal wiedergibt;
- Fig. 3 eine bevorzugte Familie von Übertragungskurven zeigt, welche mit der vorliegenden Erfindung verwendet werden, um eine Auswahl von verschiedenen Neigungen bereitzustellen;
- Fig. 4A eine erste Übertragungskurve ist, welche verwendet wird, um das Konzept einer programmierbaren und automatischen Takt-Antwortschwelle zu lehren;
- Fig. 4B eine zweite Übertragungskurwe ist, die verwendet wird, um das Konzept einer programmierbaren und automatischen Takt-Antwortschwelle zu lehren;
- Fig. 5A ein Graph ist, welcher die verschiedenen Reaktionszeiten zeigt, die mit der vorliegenden Erfindung verwendet werden;
- Fig. 5B ein Graph ist, welcher die Erholungszeit zeigt, die mit dem Schrittmacher gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet wird;
- Fig. 6 ein Blockdiagramm der bevorzugten Ausführungsform eines taktempfindlichen Schrittmachers ist, der gemaß den Lehren der vorliegenden Erfindung konfiguriert ist;
- Fig. 7 eine erste Schnittansicht des taktempfindlichen Schrittmachers von Fig. 6 ist;
- Fig. 8 eine zweite Schnittansicht des taktempfindlichen Schrittmachers von Fig. 6 ist;
- Fig. 9 ein Blockdiagramm von ausgewählten Teilen des konventionellen Schrittmacher-Hybridanteils von Fig. 6 ist;
- Fig. 10 ein repräsentatives sensorangezeigtes Takthistogramm ist, das von dem Schrittmacher von Fig. 6 erhalten wurde;
- Fig. 11 ein Flußdiagramm des taktempfindlichen Schrittmacher-Algorithmus ist, welcher von dem Schrittmacher von Fig. 6 verwendet wird; und
- Fig. 12 eine repräsentative Übertragunskurve eines taktempfindlichen Schrittmachers zeigt.
- Als eine Gliederung und eine Übersicht der Beschreibung, die folgt, wird zunächst eine funktionale Beschreibung einer Ausführungsform des taktempfindlichen Schrittmachers in Fig. 1 wiedergegeben. Diese funktionale Beschreibung wird verwendet, um die Grundbetriebsprinzipien der Erfindung zu erläutern, einschließlich der verschiedenen programmierbaren und automatisch gesteuerten Parameter, die darin verwendet werden können, wie beispielsweise die Neigung, die Takt-Antwortschwelle, die Reakionszeit und Erholungszeit (gezeigt in den Fig. 2 bis 5). Weiterhin legt diese funktionale Beschreibung das Fundament für die mehr Hardware-orientierte Vorrichtungsbeschreibung, die später gegeben wird (Fig. 6 bis 9). Eine Beschreibung des Typs von Histogrammdaten und der Ereignisaufzeichnung, die von dem Schrittmacher gewonnen werden können, wird anschließend gegeben (Fig. 10), gefolgt von einer Beschreibung des taktempfindlichen Algorithmus, der in einer bevorzugten Ausführungsform verwendet wird (Fig. 11). Mit Bezug zunächst auf das funktionale Blockdiagramni von Fig. 1 ist ein taktempfindlicher Schrittmacher 20, der in Übereinstimmung mit den Lehren der vorliegenden Erfindung konfiguriert ist, dargestellt. Der Schrittmacher 20 umfaßt einem konventionellen Schrittmacher-Chip 22, einen Sensor 24, einen Prozessor 26, ein Speicherschaltkreis 28 und eine Auswahleinrichtung 30. Der konventionalle Schrittmacher-Chip 22 umfaßt mindestens einen Pulsgenerator 32, einen Zeit- und Steuerschaltkeis 34 und einen Telemetrie-Schaltkreis 36.
- Der Pulsgenerator 32 umfaßt mindestens eine Leitung 42, welche einen elektrischen Kontakt mit dem Herzen 44 des Patienten herstellt. Ein externer Programmierer 38 wird ebenfalls verwendet, um Programmierunssignale an den Telemetrie-Schaltkreis 36 zu senden. Diese Programmiersignale sind symbolisch als Wellenlinien 40 in Fig. 1 wiedergegeben. Es ist zu beachten, daß solche Signale entweder von dein Programmierer 38 an den Schrittmacher 20 oder von dem Schrittmacher 20 an den Programmierer 38 gesendet werden können.
- Funktionell erzeugt der Pulsgenerator Stimulationspulse 46 mit einem Takt, der durch ein Taktsteuersignal bestimmt wird, welches auf eine Signalleitung 48 anliegt. Diese Pulse ihrerseits werden an das Herz 44 durch die Leitung 42 in konventioneller Weise abgegeben. Diese Leitung 42 kann entweder eine unipolare Leitung, eine bipolare Leitung oder eine andere multipolare Leitung sein, die alle im Stand der Technik vorher bekannt sind. Obwohl der Sensor 24 in Fig. 1 in der Weise gezeigt ist, daß er in dem Schrittmacher 20 enthalten ist, ist es selbstverständlich, daß der Sensor 24 auch darin enthalten oder mit der Leitung 42 gekoppelt sein kann; oder in anderer Weise extern zu dem Schrittmacher 20 angeordnet ist.
- Die Leitung 42 gibt ebenfalls elektrische Signale, die innerhalb des Herzens 44 auftreten, wie beispielsweise P-Wellen und R-Wellen (welche die natürliche Herzaktivität der Atria bzw. der Ventrikel wiedergeben), an den Zeit- und Steuerschaltkreis 34 und dem Prozessor 26. Wenn daher beispielsweise der Schrittmacher 22 in einem Anforderungsbetriebsmodus programmiert ist, dann ist er in der Lage, die Erzeugung von einem Schrittpuls 46 in konventioneller Weise zu unterdrücken, wenn eine natürliche Herzaktivität innerhalb einer vorbestimmten Zeitdauer detektiert wird.
- Eine vollständigere Beschreibung des Schrittmacher-Chips 22 und seines Betriebes kann in verschiedenen Patenten gefunden werden. Beispielsweise wird auf US- Patent Nr.4 232 679 verwiesen, das den Titel hat "Programmable Human Tissue Stimulator", US-Patent Nr.4 686 988, mit dem Titel "Pacemaker System and Method for Measuring and Monitoring Cardiac Activity and for Determining and Maintaining Capture", und US-Patent Nr. 4 712 555, mit dem Titel "Physiologically Responsive Pacemaker and Method of Adjusting the Pacing Interval Thereof". Auch wenn nicht der gleiche Chip 22 oder Schaltkreis offenbart ist, der in der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung verwendet wird, offenbaren diese Patente dennoch die Hauptkomponenten eines konventionellen Schrittmacher-Systems und lehren seinen Grundbetrieb.
- Im Betrieb kann der taktempfindliche Schrittmacher 20 entweder in einem Modussensor EIN oder einem Modussensor AUS betrieben werden. Die Wahl eines gewünschten Betriebsmodus wird durch einen Wähler 30 gezeigt, der funktionell in Fig. 1 als Schalter gezeigt ist. Der Wähler 30 verbindet entweder ein Grundtaktsignal auf Leitung 50 oder ein sensorangezeigtes Taktsignal auf Leitung 52 mit der Taktsteuersignalleitung 48 des Pulsgenerators 32. Die Steuerung des Wählers 30 wird erhalten von dem Zeit- und Steuerschaltkreis 34, welcher durch ein geeignetes Programmiersignal, von dem Programmierer 38 empfangen wird, gewählt werden kann.
- Wenn der Modussensor AUS gewählt ist, dann lenkt der Wähler 30 das Grundtaktsignal, das von dem Zeit- und Steuerschaltkreis 34 erzeugt wird, auf die Taktsteuersignalleitung 48 des Pulsgenerators 32. Dieses Grundtaktsignal kontrolliert dann die Schrittrate des Schrittmachers 20 in konventioneller Weise.
- Typischerweise kann das Grundsteuersignal 48 als ein einfaches Signal gedacht werden, das für die Erzeugung eines Triggerpulses für die Zeit außerhalb eines Gang-Intervalls (das ebenfalls von dem Zeit- und Steuerschaltkreis 34 erzeugt wird) verantwortlich ist. Wenn jedoch eine natürliche Herzaktivität während des Gang-Intervalls detektiert wird, dann wird kein Triggerpuls durch den Pulsgenerator 32 erzeugt und der Zeitgeberschaltkreis, der für die Erzeugung des Gang- Intervalls verantwortlich ist, wird zurückgesetzt, wodurch ein neues Gang-Intervall beginnt. Folglich kann unabhängig von der Quelle des Taktsteuersignals 48 (entweder des Grundtaktsignals 50 oder des sensorangezeigten Taktsignals 52) ein solches Signal überschrieben werden (wenn der Schrittmacher 20 so programmiert ist) durch das Detektieren einer natürlichen Herzaktivität.
- Wenn der Modussensor EIN gewählt ist, dann ist das Taktsteuersignal 48 mit dem Pulsgenerator 32 mittels des Wählers 30 mit der sensorangezeigten Taktsignalleitung 52 verbunden, die von dem Ausgang des Prozessors 26 erhalten wird. Das sensorangezeigte Taktsignal wird von einem Rohsignal abgeleitet, das von dem Sensor 24 erhalten wird. Typischerweise umfaßt der Prozessor 26 eine Einrichtung zum Konvertieren des Rohsignals, das auf der Signalleitung 54 auftritt, in ein Sensorpegelindexsignal. Diese Konversion kann auf verschiedene Weisen durchgeführt werden, und in der bevorzugten Ausführungsform wird eine Übertragungscharakteristik verwendet, um das Sensorpegelindexsignal in ein geeignetes sensorangezeigtes Taktsignal umzuwandeln. Die gewünschte Übertragungscharakteristik kann gespeichert oder programmiert sein in den Speicher 28 und wird durch den Prozessor 26 verwendet, um die Umwandlung zu bewirken.
- Fig. 7 dieser oben genannten Anmeldung ist besonders relevant und ist hier als Fig. 12 wiedergeben. Mit kurzem Bezug auf Fig. 12 sind die Übertragungscharakteristiken von typischen taktempfindlichen Schrittmachern gezeigt. Die vertikale Achse von Fig. 12 gibt den Schritt-Takt wieder, der als R bezeichnet ist, wohingegen die horizontale Achse den Energieinhalt des Rohsignals von dem Sensor 12 wiedergibt, der als X identifiziert ist.
- Wie in Fig. 12 gezeigt, gibt es vier Punkte auf der Übertragungskurve, welche den Betrieb des Schrittmachers signifikant beeinflussen. Diese Punkte umfassen die minimale Schrittrate Rmin und die maximale Schrittrate Rmax. Der Schrittmacher, der von der Zeitgeber- und Steuerlogik 34 und/oder dem Prozessor 26 gestellert wird, läuft bei der minimalen Schrittrate Rmin solange wie der Energieinhalt des Sensorsignals unterhalb des Minimumwertes Xmin bleibt. Ähnlich läuft der Schrittmacher bei der maximalen Schrittrate Rmax solange der Energieinhalt des Sensorsignals oberhalb eines Maximalwertes Xmax bleibt.
- Wenn jedoch der Energieinhalt des Sensorsignals zwischen Xmin und Xmax liegt, dann variiert die Schrittrate in Abhängigkeit vom Energieinhalt des Rohsignals entsprechend einer vorgegebenen Beziehung. Diese vorgegebene Beziehung ist in Fig. 12 als lineare Beziehung dargestellt. Es ist jedoch zu beachten, daß jede gewünschte Beziehung und nicht nur eine lineare Beziehung verwendet werden kann, um den Energieinhalt des Rohsignals von dem Sensor 24 in Beziehung zu setzen zu der Schrittrate zwischen den Punkten Rmin und Rmax.
- Weiterhin mit Bezug auf Fig. 12 ist zu beachten, daß dieser Übertragungsvorgang des Übertragens oder Konvertierens des detektierten Energieinhaltes von dem physiologischen Signal (beispielsweise des Rohsignals 54 von dem Sensor 24) in einen Schritt-Takt vom Fachmann auf verschiedene Arten ausgeführt werden kann. Beispielsweise kann der Übertragungsvorgang innerhalb des Verarbeitungsschaltkreises 26 und/oder der Zeitgeber- und Steuerlogik 34 entweder algorithmisch oder durch eine Nachschlagetabelle, wie oben beschrieben, vorgenommen werden.
- Mit Bezug als nächstes zu Fig. 2 ist eine typische Übertragungscharakteristik eines taktempfindlichen Schrittmachers gezeigt. Wie gezeichnet, gibt die vertikale Achse die Schrittrate oder für die Zwecke dieser Anmeldung das sensorangezeigte Taktsignal (SIRS) wieder. Die horizontale Achse gibt einen bestimmten detektierten Parameter oder eine Kombination von detektierten Parametern wieder, die zur Steuerung des Schrittmachers verwendet werden. Für die Zwecke dieser Anmeldung ist die horizontale Achse in gleich große Schritte unterteilt entsprechend den verschiedenen Pegeln der Energie (oder einem anderen gewählten Parameter), die mit dem Rohsignal 54, das von dem Sensor 24 erhalten wird, assoziiert ist. Diese Abstufungen sind als "Sensorpegelindexsignale" identifiziert. Es wird davon ausgegangen, daß die meisten Anwendungen mindestens zehn Indexpegel erfordern würden, wie in Fig. 2 gezeigt ist, doch können ebenso auch nur vier Indexpegel verwendet werden und dennoch eine Messung der physiologischen Steuerung des Schrittmachers erhalten werden.
- In einer Ausführungsform zeigt jede Stufe des Sensorpegelindexsignales eine gleichförmige fraktionelle Erhöhung des Energieinhaltes des Rohsensorsignals. Wenn daher zehn Indexpegelsignale verwendet werden, gibt ein Sensorpegelindexsignal von 1 wieder, daß das Rohindexsignal 1/10 seiner maximal möglichen Energie aufweist, ein Sensorpegelindexsignal von 2 gibt ein Energeinhalt von 2/10 der maximal möglichen Energie usw. wieder. In einer anderen Ausführungsform oder Variation dieses Merkmals ist der Energieinhalt des Rohsignals effektiv unterteilt in Energiezonen, wobei die Zonen gleiche Beträge an Energie wiedergeben können aber nicht müssen. Jedes abgestufte Sensorpegelindexsignal ist einer bestimmten Zone zugeordnet. Wenn daher der Energieinhalt des Rohsignals in der Weise bestimmt ist, daß es beispielsweise in Zone 3 fällt, dann wird dem Sensorpegelindexsignal ein Wert von 3 zugeordnet.
- Es ist zu sehen, daß der Schritt-Takt, der durch die bestimmte Übertragungsbeziehung, welche in Fig. 2 gezeigt ist, für jeden Sensorindex von weniger als 3 wiedergegeben ist, auf 60 ppm fixiert ist. Dieser minimale Schritt-Takt wird im folgenden als "Grund-Takt" bezeichnet. Der Sensorpegelindexwert, unterhalb welchem sich das sensorangezeigte Taktsignal nicht ändert, wird als "unterste Sensorpegeltakt-Antwortschwelle", "unterste Takt-Antwortschwelle" oder einfach als "Takt-Antwortschwelle" bezeichnet. Diese untere Takt-Antwortschwelle ist in Fig. 2 durch das Bezugszeichen 55 identifiziert. Wie in Fig. 2 gezeigt ist, ist die unterste Takt-Antwortschwelle bei einem Sensorpegelindexwert von ungefähr 3,5. Wo jedoch nur diskrete Werte des Sensorpegelindexsignales verwendet werden, wie es in einem digitalen System der Fall ist, ist die Sensorpegelindextaktantwortrate tatsächlich drei. D.h., für Indexpegel von drei oder weniger bleibt das sensorangezeigte Taktsignal auf dem Grund-Takt fixiert, wie in Fig. 2 mit 60 ppm gezeigt ist (obwohl natürlich jeder gewünschte Grund-Takt programmierbar gewählt werden kann).
- Mit Bezug auf Fig. 2 ist zu sehen, daß Indexpegel mit einem Wert von vier bis acht ein sensorangezeigtes Taktsignal definieren, das in Abhängigkeit von der Übertragungskurve variiert. Beispielsweise ein Sensorindex von sieben in Fig. 2 definiert ein sensorangezeigtes Taktsignal von 120 ppm. Sensorpegelindexsignale oberhalb von neun definieren einen maximalen Takt für den Schrittmacher. Dieser Punkt, bei welchem der maximale Takt beginnt, ist in Fig. 2 durch das Bezugszeichen 57 identifiziert. Dieser Punkt kann als der "maximale Takt-Antwortpegel" definiert werden. Für das Beispiel, das in Fig. 2 gezeigt ist, hat der maximale Takt- Antwortpegel einen effektiven Wert von neun (unter der Annahme von diskreten Indexpegelsignalen).
- Mit Bezug als nächstes auf Fig. 3 ist eine Famihe von sechzehn verschiedenen Übertragungskurven zur Verwendung mit einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung gezeigt. Die horizontale Achse von Fig. 3 ist bezeichnet mit "relatives Sensorpegelindexsignal". Diese horizontale Achse entspricht ungefähr dem Sensorpegelindexsignak das oben in Bezug auf Fig. 2 beschrieben wurde. Jedoch in der bevorzugten Ausführungsform, die in Fig. 3 gezeigt ist, werden zweiunddreißig relative Sensorindexsignalstufen verwendet, die durch die ganzen Zahlen 0 bis 31 identifiziert sind, um den Bereich in Fig. 2 von dem untersten Schwellenpunkt 57 zu dem maximalen Sensorpegelindexsignal wiederzugeben.
- In diesem Fall entspricht ein relatives Sensorpegelindexsignal von Null in Fig. 3 dem untersten Schwellenpunkt 57 von Fig. 2, und daher wird der Präfix "relativ" an den Ausdruck Sensorpegelindexsignal angefügt. Jedoch können mehr oder weniger als zweiunddreißig Pegel ausgewählt werden, abhängig von der gewünschten Empfindlichkeit in Bezug auf die Anderungen im Rohsignal vom Sensor 24. Die vertikale Achse von Fig. 3 ist identifiziert als "relativer Schritt-Takt". Diese vertikale Achse ist eine relative Wiedergabe des sensorangezeigten Taktsignals, das oben in Bezug auf Fig. 2 beschrieben wurde.
- Wie in Fig. 3 definiert ist, sind relative Schritt-Takte von 0 bis 105 ppm gezeigt. Diese relativen Werte werden dem Grund-Takt oder programmierten Takt des Schrittmachers zuaddiert. Wenn beispielsweise der Grund-Takt auf 60 ppm programmiert ist und wenn der relative Sensorpegel (Indexsignal) zehn beträgt und wenn die Kurve Nr.9 als Definitionskurve verwendet wird, dann beträgt der relative Schritt-Takt 40 ppm. Dies bedeutet, daß das maximale sensorangezeigte Taktsignal 100 ppm betragen würde (der Grundtakt plus der relative Takt: 60 ppm + 40 ppm = 100 ppm).
- Die bestimmte Kurve der Familie von Kurven, die für einen gegebenen Patienten gewahlt wird, wird durch Programmieren eines Parameters mit der Bezeichnung "Neigung" ausgewählt. Der programmierte Neigungswert bestimmt die Zunahme im Schritt-Takt (oberhalb des programmierten Grund-Taktes), die bei verschiedenen Pegeln der Patientenaktivität auftritt.
- Die Patientenaktivität wird detektiert durch den Sensor 24 (Fig. 1). In der bevorzugten Ausführungsform ist, wie angezeigt, der Sensor 24 ein piezoelektrischer Wandler, der auf der Innenseite des Pulsgeneratorgehäuses angelötet ist. Das Rohsignal 54, das von diesem Wandler erzeugt wird, wird durch den Prozessor 26 verarbeitet und in eine Sensorpegelindexsignal konvertiert. Der Energiepegel dieses Rohsignals wird gemessen und als eine Basis für die Bestimmung des geeigneten Sensorpegelindexsignales verwendet.
- Wenn im Betrieb der Energieinhalt des Signals einmal bestimmt wurde und in ein Rohdigitalsensorpegelindexsignal umgewandelt wurde, dann wird ein programmierter Takt-Antwortschwellenwert von dem Rohdigitalsensorpegelindexsignal subtrahiert, um ein relatives Sensorpegelindexsignal zu erhalten. Das relative Sensorpegelindexsignal kann als ein diskreter Wert von 0 bis 31 angenommen werden und kann gedacht werden als der Betrag, um welchen der Rohsensorpegel (d.h. der Energieinhalt des Rohsignales) über der programmierten Takt-Antwortschwelle liegt.
- Das Sensorpegelindexsignal liefert vorteilhaft ein Maß für die Aktivität oder einen anderen physiologischen Parameter des Patienten. Im allgemeinen entsprechen niedrige Sensorpegelindexsignale niedrigen Pegeln der Patientenaktivität, wohingegen maximale Sensorpegelindexsignale hohen Pegeln der Aktivität entsprechen. Wie in Fig. 3 gezeigt ist, gibt es sechzehn programmierbare Neigungswerte, welche den Anstieg in dem Schritt-Takt definieren, der für alle möglichen Sensorpegelindexsignale auftritt. Größere Neigungen führen zu einem größeren Anstieg im Schritt-Takt, als kleinere Neigungen für bestimmte Sensorindices (Pegel der Patientenaktivität). Folglich kann durch Wellen einer geeigneten Neigung die Antwort des Schrittmachers auf einen bestimmten Pegel der Patientenaktivität angepaßt werden, um den individuellen Bedürfnissen eines bestimmten Patienten zu entsprechen.
- Um ungeeignete Zunahmen im Schritt-Takt zu verhindern, während der Patient in Ruhe oder auf niedrigen Aktivitätspegeln ist, liefert der taktempfindliche Schrittmacher gemäß der vorliegenden Erfindung eine Vielzahl von programmierbaren taktempfindlichen Schwellenwerten, die ausgewählt werden können. Im allgemeinen, wie oben in Verbindung mit Fig. 2 beschrieben ist, kann "taktempfindliche Schwelle" gedacht werden als der Sensorpegel, welcher überschritten werden muß, bevor die taktempfindlichen Funktionen des Schrittmachers zum Tragen kommen. Das bedeutet für Sensorpegel unterhalb der taktempfindlichen Schwelle, daß das sensorangezeigte Taktsignal auf einem Grund-Takt fixiert bleibt (was bedeutet, daß das relative sensorangezeigte Taktsignal gleich Null ist).
- Um eine programmierbare taktempfindliche Schwelle bereitzustellen, wird ein "Offset"-Wert verwendet. Der Offset ist derjenige Wert, welcher von dem Rohsensorpegelindexsignal subtrahiert wird, bevor es in das endgültige Sensorpegelindexsignal konvertiert wird. Im Prinzip ist der Offset wie ein Grundsignal, welches von dem Rohsensorpegel subtrahiert wird, um den Bruchpunkt der Übertragungskurve in einer gewunschten Richtung zu verschieben. Die Verwendung eines Offset-Wertes in dieser Weise zum Einstellen des takempfindlichen Schwellenwertes definiert folglich einen wählbaren Schwellenwert einer Patientenaktivität, welche auftreten muß, bevor der sensorangezeigte Schritt-Takt über dem programmierten Grund-Takt erhöht wird.
- Genauer gesagt ist das Rohsensorsignal für den Schrittmacher gemäß der vorliegenden Erfindung ein Analogsignal mit einer weiten und variablen Amplitude und Frequenz, die damit verbunden sind. Dieses Signal wird gleichgerichtet und gefiltert, was einen Analogsignalpegel ergibt, der in Abhängigkeit vom Energieinhalt des Rohsignals variiert. Das Verfahren der Gleichrichtung kann eine Vollwellengleichrichtung oder eine Halbwellengleichrichtung oder alternativ Halbwellengleichrichtung unter Verwendung eines Pegels verschieden von Null sein. Das Analogsignal wird dann in ein geeignetes digitales Rohsensorpegelsignal konvertiert.
- Ein taktempfindlicher Schwellenwert beispielsweise zwischen eins und sieben kann dann ausgewählt werden. Wenn ein bestimmter taktempfindlicher Schwellenwert ausgewählt ist, wird ein entsprechender Offset-Wert von dem digitalisierten Rohsensorpegelsignal subtrahiert, was ein Sensorpegelindexsignal ergibt, wie es zuvor beschrieben worden ist.
- Die Wükung des Auswählens eines niedrigen oder hohen taktempfindlichen Schwellenwertes ist in den Fig. 4A bzw. 4B erläutert. Mit einem taktempfindlichen Schwellenwert beispielsweise von eins ergibt sich eine Übertragungsbeziehung, wie sie in Fig. 4A gezeigt ist. Diese bestehende Beziehung erlaubt die Erhöhung des Schritt-Taktes schon bei relativ niedrigen Pegeln der Patientenaktivität. Beispielsweise ein digitalisiertes Rohsensorpegelsignal von zwei oder höher erlaubt die Erhöhung des Schritt-Taktes. Wenn jedoch die taktempfindliche Schwelle von fünf gewählt wird, wie es in Fig. 4B gezeigt ist, ist eine weitaus größere Patientenaktivität erforderlich, bevor eine Erhöhung des Schritt-Taktes beobachtet wird (digitalisierte Rohsensorpegelsignale von sechs oder mehr sind erforderlich).
- Vorteilhaft liefert die vorliegende Erfindung ebenfalls das automatische Einstellen der taktempfindlichen Schwelle. Dieses "Autoschwellenmerkmal" vermeidet den Bedarf nach einer manuell ausgewählten Akivitätstakt-Antwortschwelle. Wenn das Autoschwellenmerkmal ausgewählt ist, wird die Aktivitätstakt-Antwortschwelle zu einem bestimmten Zeitpunkt bestimmt durch den Prozessor 26 (Fig. 1) durch Addieren des mittleren Sensorpegelindexsignals über einer vorbestimmten Zeitdauer zu einem vorbestimmten taktempfindlichen Schwellen- Offsetwert. In der bevorzugten Ausführungsform beträgt die vorgegebene Zeitdauer die vorangegangenen achtzehn Stunden, und der vorgegebene taktempfindliche Schwellen-Offset ist gleich zwei (2).
- Andere Maße für das Sensorpegelindexsignal zusätzlich oder anstelle des mittleren Indexsignales können ebenfalls verwendet werden. Beispielsweise könnte ein gewichtetes Mittel der Indexsignale durchgeführt werden, was den Indexsignalen von bestimmten Zeitabschnitten des Tages ein größeres Gewicht gibt. Weiterhin könnte ein Least-Square-Berechnung durchgeführt werden, worin die Indexwerte mit einer großen Varianz gegenüber anderen Indexwerten vernachlässigt werden. In anderen Worten kann jedes Verarbeitungsverfahren oder Technik, das ein sinnvolles Maß für die Variation und die Bewegung des Sensorindex über die interessierende Zeitdauer gibt, verwendet werden. Das Maß der Bewegung kann als eine Art von Bezugssensorsignal-Darstellung von allen oder fast allen Sensorsignalen gedacht werden, die während der gewünschten Zeitdauer auftreten. Ein Mittelwert wird in der bevorzugten Ausführungsform verwendet, weil ein Mittelwert leichter zu berechnen ist.
- Das Autoschwellenmerkinal anerkennt vorteilhaft, daß fast alle Patienten einen relativ niedrigen Aktivitätspegel für die meisten der achtzehn Stunden haben. Der Speicherschaltkreis 28 (Fig. 1) zeichnet daher fortlaufend den mittleren Sensorpegel für die vorangegangene 18-Stundendauer auf (oder einer anderen vorgegebenen Zeitdauer). Der laufende Mittelwert wird ständig aktualisiert mit neuen Sensorpegeln, die bei jedem Schrittmacherzyklus gemessen werden. Jedes Lesen des individuellen Sensors hat nur einen geringen Effekt auf den Mittelwert, weil eine große Anzahl von Schrittmacherzyken in einer 18-Stundendauer auftreten.
- Als ein Beispiel für das Autoschwellenmerkmal gemäß der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird angenommen, daß die vorgeschriebene Zeitdauer, über welche das Sensorpegelindexsignal gemittelt wird, 18 Stunden beträgt, und daß der vorgeschriebene taktempfindliche Schwellen-Offset gleich zwei ist. Wenn das mittlere Sensorpegelindexsignal für die vorangegangenen 18 Stunden gleich eins ist, dann wird der taktempfindliche Schwellen-Offsetwert automatisch auf drei gesetzt (der Mittelwert über 18 Stunden von eins wird auf den vorgegebenen Offset von zwei addiert).
- Mit Bezug als nächstes auf Fig. 5A wird das Konzept der Reaktionszeit dargestellt. Die Reaktionszeit ist die minimale Zeit, die für eine Erhöhung des Schritt-Taktes von einem programmierten Grund-Takt zu einem maximalen sensorangezeigten Takt zugelassen wird. Eine kurze Reaktionszeit ermöglicht es, daß der Schritt- Takt schnell erhöht wird in Antwort auf eine Patientenaktivität, wohingegen eine lange Reaktionszeit eine langsame Erhöhung des Schritt-Taktes erzwingt. Wie in Fig. 5A zu sehen ist, sind vier programmierbare Reaktionszeiten in der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung gegeben. Es können selbstverständlich mehr oder weniger Reaktionszeiten vorgesehen werden.
- Diese programmierbaren Reaktionszeiten sind identifiziert als "sehr schnell", "schnell", "medium" und "langsam". Fig. 5A zeigt die Änderung im Schritt-Takt gegenüber der Antwortzeit auf eine plötzliche Erhöhung auf den maximalen Aktivitätspegel für vier programmierbare Reaktionszeiten. Es ist zu beachten, daß die programmierte Reaktionszeit nur Anwendung findet auf die Erhöhung des Schritt- Taktes, die sich aus der sensordetektierten Aktivität ergibt. Die Reaktionszeit hat keinen Effekt, wenn der Schrittmacher in einem nicht-taktempfindlichen Modus läuft.
- Ähnlich zu dem Konzept der Reaktionszeit ist das der "Erholungszeit". Die Erholungszeit bestimmt die minimale Zeit, die erforderlich ist für eine Verminderung des Schritt-Taktes von einem maximalen sensorangezeigten Takt auf den programmierten Grund-Takt. Dieses Merkmal verhindert vorteilhaft die plötzliche Verminderung des Schritt-Taktes gleichzeitig mit dem Ende einer detektierten Patientenaktivität. Wie in Fig. 5B gezeigt ist, gibt es drei Werte von Erholungszeiten, welche programmierbar ausgewahlt werden in der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung: schnell, medium und langsam.
- Eine lange oder langsame Reaktionszeit führt zu einer langsamen Abnahme des Schritt-Taktes, wenn der Pegel der Patientenaktivität abnimmt. Eine kurze oder schnelle Reaktionszeit erlaubt die schnelle Verminderung des Schritt-Taktes. Fig. 5B zeigt Änderungen im Schritt-Takt gegenüber der Antwortzeit auf eine plötzliche Verminderung in der Aktivität für jede der drei programmierbaren Erholungszeiten. Wie bei der Reakionszeit findet der Satz von Erholungszeiten nur Anwendung auf die Verminderung des Schritt-Taktes, der sich aus der sensordetektierten Aktivität ergibt. Die gewählte Erholungszeit hat keine Wirkung auf den Schritt- Takt, wenn der Schrittmacher in einem nicht-taktempfindlichen Modus läuft, wie beispielsweise während der Tracking- oder Trigger-Vorgänge.
- Mit Bezug als nächstes auf Fig. 6 ist ein Blockdiagramm einer bevorzugten Ausführungsform des taktempfindlichen Schrittmachers 20 gemäß der vorliegenden Erfindung gezeigt. Fig. 6 unterscheidet sich von Fig. 1 darin, daß Fig. 1 ein funktionales Blockdiagramm ist, wohingegen in Fig. 6 mehr ein Hardware- Blockdiagramm ist. Wie sich jedoch durch Vergleich zwischen den zwei Figuren erschließt, sind viele Komponenten der zwei Diagramme gleich oder ähnlich (obwohl in den zwei Figuren die Komponenten nicht die gleichen Bezugszeichen tragen).
- Wie in Fig. 6 zu sehen ist, umfaßt der Schrittmacher 20 einen konventionallen Schrittmacher-Hybridschaltkreis 68 und einen Mikroprozessor-taktempfindlichen Hybridschaltkreis 70. Ebenso in dem Schrittmacher enthalten ist ein piezoelektrischer Sensor 72, welcher mit dem Mikoprozessor-Hybridschaltkreis 70 verbunden ist. Die einzigen elektrischen Verbindungen zwischen dem Schrittmacher- Hybridschaltkreis 68 und dem Mikroprozessor-Hybridschaltkreis 70 sind ein I/O- Bus 74 und Versorgungs- und Erdungsleitungen (nicht gezeigt). Enthalten innerhalb des Schrittmacher-Hybridschaltkreises 68 sind konventionelle Schrittmacherkomponenten, wie beispielsweise ein Magnetschalter 76 und ein Systemuhroszillator 78. Ebenso ist in dem Schrittmacher 20 eine Telemetriespule 80, ein Verbinderblock 82, an welchem Schrittmacherleitungen nach Industriestandard angeschlossen werden können, und eine Batterie 77 enthalten.
- Die bevorzugte Weise, in welcher die oben aufgelisteten Komponenten wie auch der Sensor 72 und der Mikoprozessor-Hybridschaltkreis 70 innerhalb eines geeigneten Gehäuses oder Kastens 84 aufgenommen sein können, ist in den Schnittansichten der Fig. 7 und 8 gezeigt. Fig. 7 umfaßt eine perspektivische Schnittansicht, wohingegen Fig. 8 eine Endschnittansicht zeigt. Wie in diesen Figuren zu sehen ist, sind der Schrittmacher-Hybridschaltkreis 68 und der Mikroprozessor- Hybridschaltkreis 70 Seite an Seite über der Batterie 77 angeordnet. Der piezoelektrische Sensor 72 ist an das Gehäuse 84 angelötet, so daß er jeden Druck auf das Gehäuse 84 detektieren kann (wie er beispielsweise auftreten kann, wenn der Patient eine physikalische Aktivität unternimmt).
- Mit Bezug erneut auf Fig. 6, umfaßt der Mikroprozessor-Hybridschaltkreis 70 einen Mikroprozessor-Schaltkreis 86, welcher elektrisch mit dem I/O-Bus 74 verbunden ist. Ein Flexkabel 75 (Fig. 8) wird verwendet, um die Batterie 77, den Verbinderblock 82 und den Schrittmacher-Hybridschaltkreis 68 zu verbinden. Ebenfalls als Teil des Mikroprozessor-Hybridschaltkreises 70, wie in Fig. 6 gezeigt, sind ein Random-Access-Memory (RAM) 88, ein Read-Only-Memory (ROM) 90, ein Zeitgeberschaltkreis 92, ein Steuerlogikschaltkreis 94, ein Zähler 96, ein spannungsgesteuerter Oszillator (VCO) 98, ein Vorverstärker und ein Gleichrichterschaltkreis 100, ein Bezugsspannungsschaltkreis 102 und ein funktionales UND-Gatter 104 enthalten.
- Alle diese Komponenten wirken zusammen, um ein Digitalsignal zu erzeugen, welches den Energieinhalt des Rohsignals, das von dem piezoelektrisclien Sensor 72 erhalten wird, wiederzugeben.
- Im wesentlichen wird das Rohsignal von dem Sensor 72 verstärkt und gleichgerichtet und gefiltert in dem Vorverstärker und Gleichrichterschaltkreis 100, und das sich ergebende Analogsignal treibt den VCO 98 an, dessen Ausgang in dem Zähler 96 für eine bestimmte Zeitdauer (Abtastzeit), die durch den Zeitgeberschaltkreis 92 eingestellt ist, gezählt wird. Am Ende der Zählperiode ist der Endzählstand in dem Zähler 96 repräsentativ für die Frequenzvariation des VCO 98, wobei die Variationen ihrerseits repräsentativ sind für den Energieinhalt des Rohsensorsignals.
- Folglich liefert die Zählrate, die in dein Zähler 96 vorliegt, ein Digitalsignal, welches den Energieinhalt des Rohsignals wiedergibt. Dieses Digitalsignal kann dann übermittelt werden, entweder an den Mikroprozessor 86 zur weiteren Verarbeitung, oder an das RAM 88 zur Speicherung über den Daten/Steuer-Bus 104. Der Daten/Steuer-Bus 104 verbindet den Zähler 96, den Steuerlogikschaltkreis 94, das ROM 90, den Zeitgeberschaltkreis 92, das RAM 88 und den Mikroprozessor 86.
- Das Gehäuse 84, in welchem die oben beschriebenen Komponenten untergebracht sind, ist vorzugsweise aus Titan, beschichtet mit einem biokompatiblen Isoliermaterial auf allen bis auf einer Seite untergebracht. Die freiliegende Seite wirkt als Rückgabeelektrode für die unipolaren Betriebsmoden, welche gewählt werden können.
- Die Batterie 77 kann eine Lithium-Iodin-Batterie, Modell 8074, sein, die von Wilson Greatbatch Company hergestellt wird. Diese Batterie liefert 2,3 Amperestunden-verwendbare Energie bei normalen Schrittmacherbedingungen (dualer, bipolarer Betrieb, 70 ppm, Standardparameter und 100% Schrittmachen).
- Das ROM 90 kann ein 1K x 8 Bit-Nurlesespeicher sein, der das Basisprogramm enthält, welches verwendet wird, um die gewünschte Software in das Bord-RAM 88 zu laden. Das RAM 88 kann ein 8K x 8 Bit-CMOS-Gerät sein, welches den erforderlichen Speicherplatz für die gewünschte Software bereitstellt. Der Mikoprozessor 86 kann ein MC146805-CMOS-Statikmikroprozessor sein, der von Motorola hergestellt wird. Es ist das Steuerzentrum für die Implementation der gewünschten Software.
- Die Software, die in deni RAM 88 gespeichert ist, wird durch den Mikroprozessor 86 verwendet, um: (1) die Sensordatenaufnahme durchzuführen und um das sensorangezeigte Taktsignal von dem Signal, das in dem Zähler 96 zu einer Abtastzeit gehalten ist, zu erzeugen; (2) Steuern des Schrittmacher-Hybridschaltkreises 68 (für den Modus SENSOR EIN); (3) Durchführen der Datenübertragung zwischen dem RAM 88, der Steuerlogik 94 und dem I/O-Bus 74 zum Überwachen und Steuern der verschiedenen Zustände des Schrittmacher-Hybridschaltkreises 68; (4) Berechnen der laufenden Mittelwerte für das Sensorindexsignal oder andere notwendige oder gewünschte Berechnungen; und (5) Durchführen von anderen Aufgaben, die für bestimmte Anwendungen getan werden müssen, wie sie durch die steuernde Software vorgegeben sind.
- Soweit ein kommerziell erhältlicher Mikroprozessor für den Prozessor 86 verwendet ist, ist der Betrieb und die Verwendung im Stand der Technik dokumentiert, und der Fachmann kann in einfacher Weise die notwendigen Programme zum Ausführen der oben beschriebenen Aufgaben beschaffen.
- Mit Bezug als nächstes auf Fig. 9 ist ein Blockdiagramm von ausgewählten Teilen des Schrittmacher-Hybridschaltkreises 68 gezeigt. Der Schrittmacher- Hybridschaltkreis läuft nach dem Maschinenzustandsprinzip, wonach alle Ereignisse des Schrittmachers auf einen Pulsgenerator(PG)-Zustandslogik-4-Bit-Register 120 basieren. Der Zustand der PG-Zustandslogik 120 wird bestimmt durch einen Zustandszeitgeber und/oder den detektierten Herzereignissen. Wenn verschiedene detektierte Ereignisse auftreten und/oder verschiedene Zeitintervalle abgelaufen sind, läuft der Zustand der PG-Zustandslogik 120 zyklisch durch verschiedene Zustände.
- Das Konzept einer Zustandsmaschine in Anwendung auf einen Schrittmacher ist vollständiger beschrieben in dem US-Patent 4 712 555.
- Die Fig. 14A bis 14C und Fig. 15 des oben zitierten Patentes und des begleitenden Textes erläutern den Betrieb einer Zustandsmaschine. Für die Zwecke der vorliegenden Erfindung ist es hinreichend, auszuführen, daß jeder Schrittmacherzyklus eine Anzahl von Zuständen umfaßt, wobei jeder Zustand ein bestimmtes Zeitintervall (wie beispielsweise ein Löschungsintervall, eine absolute Refraktory-Periode oder eine V-A-Verzögerung) initialisiert, wobei einige dieser Intervalle in dem Fall des Auftretens eines detektierten Herzereignisses zurückgesetzt werden können. Das Auftreten von einigen Zuständen ist allen Schrittmacherzyklen gemeinsam. Das Auftreten von anderen Zuständen hängt von dem bestimmten programmierten Betriebsmodus des Schrittmachers und/oder den bestimmten Herzereignissen, welche detektiert werden. Folglich ist es eine relativ einfache Sache, einen Schrittmacherzykus zu definieren (und ein geeignetes Abtastsignal zu entwickeln, welches bei jedem Schrittmacherzyklus auftritt), durch Überwachen der PG- Zustandslogik 120. Das Auftreten eines gemeinsamen Zustandes mit anschließendem Auftreten von mindestens einem anderen Zustand, gefolgt durch das erneute Auftreten des gleichen gemeinsamen Zustandes zeigt somit an, daß ein Herzzyklus abgeschlossen ist. Folglich kann durch einfaches Überwachen, wenn einer dieser gemeinsamen Zustände auftritt, wie beispielsweise ein V-A-Verzögerungszustand (VAD), eine Anzeige gegeben werden, daß ein Schrittmacherzyklus aufgetreten ist. Das Auftreten eines Schrittmacherzyklus ist wichtig für die vorliegende Erfindung, weil das Sensorpegelindexsignal typischerweise einmal pro Schrittmacherzyklus erzeugt wird.
- Gekoppelt mit der PG-Zustandslogik 120 ist ein Speicherschaltkreis 122. Der Speicherschaltkreis 122 hat vorgegebene Steuersignale an bestimmten Stellen darin gespeichert. Diese Steuersignale werden durch den Zustand der PG-Zustandslogik 120 angesprochen. Diese Steuersignale, wenn sie einmal durch die PG- Zustandslogik 120 angesprochen sind, können weiter verarbeitet werden, wie beispielsweise durch einen Addierer/Subtrahierer 124 und ein Komparator 126 und eine diesbezügliche Schaltung (wie beispielsweise einen Zähler 128, einen Divisionsschaltkreis 130 und andere hier nicht gezeigte Schaltkreise), um ein gewünschtes Ereignis hervorzurufen, wie beispielsweise der Beginn eines vorgegebenen Zeitintervalls. Wenn das vorgegebene Ereignis aufgetreten ist, z.B. beim Ablauf eines bestimmten Zeitintervalls, oder wenn ein detektiertes Herzereignis aufgetreten ist, werden geeignete Lenkungssignale an die PG-Zustandslogik 120 rückgekoppelt, um zu veranlassen, daß der nächste geeignete Zustand der PG-Zustandslogik 120 eintritt.
- Die Zustände der PG-Zustandslogik 120 für den Schrittmacher-Hybridschaltkreis 68 sind in Tabelle 1 unten zusammengefaßt. Die normale Sequenz für die PG- Zustandslogikmaschine in Abwesenheit von P- oder R-Wellen oder Rauschen in einem Schrittmachermodus ist: 0, 1, 5, 4, 6, 2, A, B, 9, 8, C, 0. (Beginn von Tabelle 1) TABELLE 1 Zustände der PG-Zustandslogik
- Zu der PG-Zustandslogik 120 können verschiedene Kommunikationszustände durch die COM-Logik 132 eingestellt werden. Die COM-Logik 132 bestimmt den Telemetrie-Zustand des Schrittmachers 20. Die bestimmte Sequenz von COM- Zuständen hängt ab vom Typ des Telemetrie-Befehls (Speicher, gemessene Daten oder Abfrage), der von dem externen Programmierer 38 empfangen wird (Fig. 1). Für die Zwecke der vorliegenden Erfindung ist es nur bedeutend, zu beachten, daß sowohl der Speicher 122 wie auch die COM-Logik 132, wie auch der Adressen- Latch 134 init dem Mikoprozessor-Schnittstellen-Bus 74 gekoppelt sind.
- Folglich können Daten angefordert werden von und gesendet werden zu dem Schrittmacher-Hybridschaltkreis 68 an den Mikroprozessor-I/O-Hybridschaltkreis 70 (solche Daten können Informationen enthalten, die von dem externen Programmierer empfangen werden), oder Daten können durch den Schrittmacher- Hybridschaltkreis 68 von deni Mikroprozessor-Hybridschaltkreis 70 empfangen werden (welcher Daten oder Informationen enthalten kann, die von dem externen Programmierer gesendet wird). Die Einzelheiten der Art und Weise, in welcher solche Daten übertragen werden, sind dem Fachmann geläufig und werden im folgenden hier nicht näher beschrieben. Weiterhin ist das Verständnis solcher Einzelheiten wohl nicht kritisch für das Verständnis der vorliegenden Erfindung.
- Einige der Daten, welche von dem Mikroprozessor-Hybridschaltkreis 70 an den Schrittmacher-Hybridschaltkreis 68 gesendet werden, umfassen das sensorangezeigte Taktsignal, das in einem geeigneten (und wählbaren) Abtastintervall abgetastet wird. Dieses Signal kann in den Speicherschaltkreis des Schrittmachers 20 gespeichert werden und später rückgewonnen werden und an den externen Programmierer 38 oder eine äquivalente Vorrichtung gesendet werden und in einem konventionallen Histogramm-Format angezeigt werden.
- Fig. 10 zeigt ein repräsentatives Histogramm der Art, wie sie angezeigt werden kann. Dieses Histogramm liefert numerische und graphische Darstellungen der sensorangezeigten Schrittmacher-Taktverteilung, seit der Speicher des Schrittmachers zum letzten Mal gelöscht wurde. Dieses Merkmal erlaubt in vorteilhafter Weise eine Beurteilung der Geeignetheit der programmierten Aktivitäts- Antwortparameter durch Versorgung des Arztes (oder anderem medizinischen Personal) mit einem leichten Mechanismus für die Untersuchung der Sensorantwort auf die Aktivitäten des Patienten, sowohl über eine kürzere wie auch über eine längere Zeitdauer.
- In der bevorzugten Ausführungsform kann die Abtastgeschwindigkeit des Histogramms programmiert werden auf eine Abtastung für alle 1,6 Sekunden oder eine Abtastung für alle 26 Sekunden. Selbst in dem Fall einer maximalen Abtastgeschwindigkeit ist der Histogramm-Speicher in der Lage, die Daten für ein Minimum von 310 Tagen zu speichern, bevor seine Kapazität erreicht wird, und der Histogramm-Speicher eingefroren wird.
- Es ist zu beachten, daß das sensorangezeigte Takt-Histogramm nicht notwendig mit dein aktuellen Schritt-Takt während der Aufzeichnungsperiode übereinstimmt. Dies liegt daran, daß wenn der natürliche Takt des Herzens immer über dem sensorangezeigten Takt liegt, der Pulsgenerator ständig abgeschaltet ist. Jedoch wird der Histogramm-Speicher ständig aktualisiert mit dem Schritt-Takt, welcher bereitgestellt werden würde bei der Abwesenheit einer natürlichen Aktivität. Weiterhin kann das sensorangezeigte Histogramm wahlweise aufgezeichnet werden, selbst wenn der Schrittmacher auf SENSOR AUS programmiert ist. In einem solchen Fall wird der Schritt-Takt, welcher bei Abwesenheit einer natürlichen Herzaktivität vorgegeben werden würde, und wenn der Sensor nicht auf EIN programmiert ist, stetig aufgezeichnet.
- Dieses Merkmal (der Fähigkeit, den sensorangezeigten Takt aufzuzeichnen, selbst wenn der Sensor auf AUS programmiert ist) erlaubt vorteilhaft die Bestimmung einer geeigneten Neigung und der Takt-Antwortschwellenwerte, bevor der Sensor auf EIN programmiert ist. Diese Praxis hilft bei der Vermeidung von ungeeigneten Schritt-Takt-Variationen, welche auftreten können, wenn der Sensor auf EIN programmiert wird, bevor geeignete Werte ausgewählt worden sind.
- Es ist weiterhin zu beachten, daß der Programmierer 38 (Fig. 1) eine Einrichtung zuin Anzeigen und Ausdrucken von Daten, die von dem Schrittmacher 20 empfangen werden, umfaßt, einschließlich der sensorangezeigten Takt-Histogramm- Daten, die oben beschrieben wurden, wie auch anderer nützlicher Daten, wie beispielsweise Ereignis-Histogramm-Daten und Ereignis-Zeitaufzeichnungen. Vorteilhaft können diese Daten ausgedruckt oder angezeigt werden in einem leicht zu lesenden und zu verstehenden Format, wie beispielsweise dem sensorangezeigten Takt-Histogramm, das in Fig. 10 gezeigt ist.
- Im Betrieb wird der folgende Ablauf verwendet, um die geeignete Neigung und die Takt-Antwortschwellenwerte vor der Programmierung des Pulsgenerators auf SENSOR EIN zu wählen:
- 1. Lösche den Histogramm-Speicher des Schrittmachers. Setze die Histogramm- Abtastgeschwindigkeit auf 1,6 Sekunden. Wenn die Verwendung der Autoschwelleneinstellung für die Takt-Antwortschwelle gewünscht wird, programmiere die Takt-Antwortschwelle auf "auto" zu dieser Zeit.
- 2. Engagiere den Patienten in einer Aktivität mit niedrigem Pegel (wie beispielsweise langsames Gehen) für ungefähr 2 Minuten.
- 3. Lese das sensorangezeigte Takt-Histogramm und erzeuge eine Ausdruck oder eine andere Anzeige. Dieser Ausdruck sollte mit "niedriger Arbeit" bezeichnet werden.
- 4. Wenn die "Auto"-Takt-Antwortschwelleneinstellung nicht gewählt wurde, untersuche das sensorangezeigte Takt-Histogramm und bestimme, ob der Taktbereich mit dem höchsten Anteil von Abtastungen den gewünschten Schritt-Takt während der Aktivität mit niedrigem Pegel entspricht. Wenn dies nicht der Fall ist, dann sollte die Takt-Antwortschwelle erhöht oder vermindert werden. Im allgemeinen wird die Erhöhung der Takt- Antwortschwelle um eins den Schritt-Takt während der Aktivität mit niedrigem Pegel um ungefähr 5 ppm vermindern. Die Verminderung der Takt- Antwortschwelle um eins wird den Schritt-Takt um 5 ppm erhöhen. Stelle die programmierte Takt-Antwortschwelle unter Verwendung dieser allgemeinen Regel ein. Beispielsweise wenn das Histogramm zeigt, daß der sensorangezeigte Takt während einer Aktivität mit niedrigem Pegel 10 ppm schneller ist als bei einer programmierten Takt-Antwortschwelle von 4 gewünscht ist, dann sollte die Takt-Antwortschwelle auf 6 erhöht werden.
- 5. Lösche das Histogramm unter Verwendung des Programmierers. Erhalte die Abtastgeschwindigkeit bei 1,6 Sekunden.
- 6. Engagiere den Patienten in einer Aktivität mit hohem Pegel (wie beispielsweise schnelles Gehen oder Joggen) für ungefähr 2 Minuten.
- 7. Lese das sensorangezeigte Takt-Histogramm und erzeuge einen Ausdruck, der mit "hoher Arbeit" bezeichnet ist.
- 8. Untersuche das sensorangezeigte Takt-Histogramm und bestimme den Taktbereich mit der höchsten Anzahl von Abtastungen Wenn dieser dem gewünschten Schritt-Takt während der Aktivität mit hohem Pegel entspricht, dann ist die programmierte Neigung geeignet. Wenn dies nicht der Fall ist, nehme Bezug auf den Graph-Schritt-Takt versus Sensorpegel (Fig. 3), um die gewünschte Neigung zu bestimmen. Diese Figur wird verwendet durch zunächst Identifizieren des Punktes, bei welchem der Takt während der Aktivität mit hohem Pegel die Linie entsprechend der programmierten Neigring schneidet. Dies erlaubt die Identifizierung des Sensorpegelindex, welcher während der Aktivität mit hohem Pegel erreicht wurde. Um die geeignete Neigung zu finden, bewege man sich hoch oder runter entlang der vertikalen Linie entsprechend diesen Sensorpegelindex, bis die horizontale Linie entsprechend dem gewünschten Schritt-Takt während der Akivität mit hohem Pegel erreicht ist. Die Neigungslinie, welche am nächsten zu diesem Punkt liegt, sollte die gewünschte Schritt-Takt-Erhöhung während der Aktivität mit hohem Pegel geben. Programmiere den Pulsgenerator auf diese Neigungslinie.
- 9. Wiederhole die Auswertung bei niedrigen und hohen Aktivitätspegeln (mit Histogramm-Ausdrucken), um die Geeignetheit der Neigring und der Takt- Antwortschwelleneinstellungen, die gewählt wurden, zu verifizieren.
- 10. Programmiere die Reaktionszeit, die Erholungszeit und den maximalen Sensor-Takt auf die gewünschten Einstellungen vor der Programmierung des Pulsgenerators auf SENSOR EIN.
- Ein wichtiges Merkmal, das in dem taktempfindlichen Schrittmacher gemäß der vorliegenden Erfindung enthalten ist, ist die Fähigkeit des Schrittmachers, unabhängig von jeglichen taktempfindlichen Funktionen zu laufen, in dem Fall, daß ein Mikroprozessor oder ein Sensor ausfällt. Dieses Merkmal geht über die programmierbaren Aspekte, die in dem Schrittmacher enthalten sind, hinaus, worin der Sensor entweder auf EIN oder AUS programmiert sein kann. Stattdessen veranlaßt dieses Merkmal automatisch, daß der Schrittmacher auf einen nichttaktempfindlichen Betriebsmodus zurückkehrt, vollkommen unabhängig von allen Funktionen, die nicht in dem Schrittmacher-Hybridschaltkreis 68 enthalten sind (Fig. 6). Als solches ist dieses Merkmal eine Form eines Ausfall- Sicherunsmechanismus, welcher garantiert, daß der Schrittmacher immer einen lebenserhaltenden Stimulationspuls bei Bedarf liefert.
- Dieses Ausfall-Merkmal wird erreicht aufgrund des Betriebes vom Anforderungstyp des Schrittmacher-Hybridschaltkreises 68. Das bedeutet, daß der Pulsgenerator und der Zeitgeberschaltkreis 34 (Fig. 1) in der Weise konfiguriert sind, daß sie immer einen Stimulationspuls innerhalb einer Sicherheitszeit bei Abwesenheit einer natürlichen Herzaktivität liefern (für bestimmte Moden) oder für jeden Schrittmacherzyklus (für bestimmte andere Moden), selbst wenn kein Signal von dem Mikroprozessor-Hybridschaltkreis 70 empfangen wird.
- Wenn folglich der Mikroprozessor-Hybridschaltkreis 70 aus irgendwelchen Gründen aufhört zu arbeiten, dann macht der Schrittmacher-Hybridschaltkreis 68 unabhängig davon weiter, um sicherzustellen, daß lebenserhaltende Schrittmacherpulse immer an den Patienten abgegeben werden. Auf diese Weise arbeitet der Zeitgeberschaltkreis des Schrittmacher-Hybridschaltkreises 68 als ein Sicherungssteuerschaltkreis, um die Schaltung des Mikroprozessor-Hybridschaltkreises 70 zu steuern, damit sichergestellt wird, daß eine geeignete Schrittmacherfunktion immer gegeben ist, selbst wenn es keine taktempfindliche Funktion gibt.
- Als nächstes wird Bezug genommen auf Fig. 11, worin ein Flußdiagramm des taktempfindlichen Schrittmacheralgorithmus, der in der Erfindung zu verwenden ist, gezeigt ist. Dieses Flußdiagramm ist selbsterklärend, wenn es in Verbindung mit Tabelle 1 gelesen wird, wobei die Tabelle eine Definition für viele der Zustände angibt, die in Fig. 11 definiert sind.
- Wie in Fig. 11 zu sehen ist, wenn eine programmierte Änderung für den Schrittmacher vorgenommen wird, ist der erste Schritt der Eintritt des Kommunikationsalgorithmus (Block 200), so daß alle Schrittmachervariablen initialisiert werden (Block 202). Dies erfordert, daß der Zungenschalter 76 (Fig. 6) auf EIN ist. Wenn es einen Initialisierungsfehler gibt, dann wartet der Algorithmus, bis der Zungenschalter erneut auf EIN ist (Block 204). Wenn die Schrittmachervariablen initialisiert sind, dann wird ein Schrittmacherzustandsscan, der als Scan 2 identifiziert ist (Block 215), initialisiert.
- Abhängig vom besonderen Zustand, welcher während dieses Scan detektiert wird, können verschiedene Wege genommen werden, wie es in Fig. 11 gezeigt ist. Wenn der Zustand SIRW (Sensed Inhibiting R Wave, detektierte unterdrückende R- Welle, siehe Tabelle 1) beispielsweise detektiert wird, dann wird Ereignis 2 definiert als ein SIRW (Zustand 7) (Block 208) und die Steuerung geht weiter zu Block 210. Wenn in ähnlicher Weise während Scan 1 der Zustand detektiert wird als VPW (V-Puls), dann wird Ereignis 2 definiert als VPW (Zustand 6) (Block 209) und die Steuerung geht weiter zu Block 210.
- Block 210 ist der Teil des Vorgangs, wo der A/D-Konverter zuerst gelesen wird (identifiziert in Fig. 11 als "A/D"). Der A/D-Konverter, wie zuvor in Verbindung mit Fig. 6 erklärt wurde, umfaßt die Schaltung, welche eine Digitalsignalwiedergabe des Energieinhalts des Rohsignals von Sensor 72 erzeugt. Als solches kann der Ausgang des A/D-Konverters, der in Block 210 gelesen wird, gedacht werden als das Äquivalent zu dem Sensorpegelindexsignal, das zuvor beschrieben wurde. Man beachte, daß bei Block 210 zusätzlich zum Lesen des A/D-Konverters, der Algorithmus ebenfalls die Batteriespannung kontrolliert, um festzustellen, wenn die empfohlene Austauschzeit(RRT)schwelle erreicht wurde. Wenn das der Fall ist, dann wird ein spezieller Zweig zu Block 212 genommen, wo das taktempfindliche Schrittmachen beendet wird und der Schrittmacher mit dem Grund-Takt weitermacht und, wenn der Zungenschalter auf EIN ist, wird die Steuerung zurückgegeben zu dem "Wiederaufnahmepunkt"-Punkt oben im Flußdiagramm Dies führt dazu, daß der Kommunikationsalgorithmus erneut betreten wird; diese Aktion ihrerseits gibt durch den Telemetriekanal die Tatsache bekannt, daß ein RRT detektiert wurde.
- Wenn beim Messen der Batteriespannung nicht das Auftreten eines RRT festgestellt wird, dann beginnt der A/D-Konverter eine zweite Abtastung und die Steuerung geht zu Block 214. Block 214 ist das Herz des takempfindlichen Algorithmus, weil an diesem Punkt die verschiedenen Zeitintervaile erneut berechnet werden auf der Grundlage des Sensorpegelindexsignales, das von dem A/D-Konverter erhalten wird. In anderen Worten ist es dieser Punkt im Algorithmus, wo die Information, die voll dem Aktivitätssensor erhalten wird, zum ersten Mal benutzt wird. Es ist ebenfalls an diesem Punkt, daß die Ereignis- und Histogramm-Daten gespeichert werden.
- Nachdem alle diese Berechungen, die in Block 214 definiert sind, abgeschlossen sind, wird eine weitere Kontrolle des Zungenschalters durchgeführt, um festzustellen, ob er ein oder aus ist. Wenn er aus ist, dann geht die Steuerung zu Scan 1, Block 206, welcher ähnlich ist zu Scan 2, Block 215, und der Zyklus beginnt erneut. Wenn der Zungenschalter auf ein ist, dann werden Programmieränderungen vorgenommen oder Informationen sind gewünscht, so daß die Steuerung zur Kommunikation zurückkehrt, Block 200.
- Es kann daraus ersehen werden, daß die vorliegende Erfindung einen vielseitigen und wirksamen taktempfindlichen Schrittmacher bereitstellt, worin der Schritt- Takt des Schrittmachers geändert wird, wenn der Energiepegel des Sensorrohsignales, das als ein Anregungspegel bezeichnet wird, über einem unteren Limit liegt. Dieses untere Limit wird als Takt-Antwortschwelle bezeichnet. Die Takt- Antwortschwelle ist entweder fixiert mit einer Einstellung von 1 bis 7 oder automatisch mit einer Einstellung von "auto". Die automatische Takt-Antwortschwelle ist bei einem Langzeit-Mittelwert (ungefähr 18 Stunden) vorzugsweise gleich dem Sensoreingang plus einem fixierten Offset von zwei.
- Der Offset wird auf den Sensoreingang aufaddiert, um eine Erhöhung des Taktes aufgrund sehr kleiner Erhöhungen im Anregungspegel zu vermeiden. Wenn der Anregungspegel unterhalb der Takt-Antwortschwelle oder des unteren Limits liegt, dann ist der Schritt-Takt gleich dein Grund-Takt. Wenn der Anregungspegel oberhalb des unteren Limits oder der Takt-Antwortschwelle liegt, dann wird der statische Schritt-Takt über den Grund-Takt entsprechend einer bestimmten Neigungskurve erhöht, welche den Anregungspegel in Beziehung setzt zum Schritt- Takt bei einer gegebenen Antwortzeitgeschwindigkeit (siehe Fig. 3). (Es ist zu beachten, daß wenn der Sensor ausgeschaltet ist und der Schrittmacher in dem DDD-Modus programmiert ist, eine P-Wellenverfolgung ebenfalls den Schritt-Takt erhöht. Jedoch erhöht eine P-Wellenverfolgung den Schritt-Takt unabhängig von den Kurven, die in Fig. 3 gezeigt sind.)
- Die Neigung ist aus 16 Kurven auswählbar, welche von niedriger bis hoher Empfindlichkeit reichen, d.h. der Kurvenneigung. Die gewählte Kurve wird übersetzt in ein unteres Limit und eine Grund-Taktschnittstelle. Die Kurve wird bei einem oberen Takt abgeschnitten, der als maximaler sensorangezeigter Takt bezeichnet wird. Die Anregungspegel oberhalb des Wertes entsprechend dem maximalen sensorangezeigten Takt führen nicht zu einem höheren Schritt-Takt. Stattdessen geht das Schrittmachen weiter bei einem maximalen Takt.
- Das Schrittmachen folgt der Neigungskurve, nachdem der detektierte Anregungspegel durch einen Taktbeschleunigungs/verzögerungsbegrenzungsalgorithmus verarbeitet ist. Für schnelle Änderungen nach oben in dem Anregungspegel gibt es eine minimale Zeit zwischen den Stufenerhöhungen des Schritt-Taktes. Diese Grenze wird durch ein Parameter gesteuert, der als Reaktionszeit bezeichnet wird. Die Reaktionszeit kann angesehen werden als die gesamte minimale Zeit, die zugelassen wird für eine Takterhöhung von beispielsweise einem Grund-Takt von 60 ppm, welche dem programmierten Schritt-Takt in Ruhe entspricht, auf einen maximalen Sensortak von 150 ppm, welcher der maximale Schritt-Takt ist, der aufgrund von Anregung erlaubt ist.
- In ähnlicher Weise gibt es für schnelle Änderungen nach unten im Anregungspegel eine minimale Zeit zwischen der Stufenverminderung im Schritt-Takt. Diese Grenze wird durch ein Parameter gesteuert, der als Erholungszeit bezeichnet wird. Die Erholungszeit kann angesehen werden als die gesamte minimale Zeit, die für eine Taktverminderung von beispielsweise einem Takt des maximalen Sensors von 150 ppm auf ein Grund-Takt von 60 ppm zugelassen ist.
- Das Auto-Schwellenmerkmal kann von einem externen Programmierer 38 initialisiert werden. Ein Anfangswert der automatischen Takt-Antwortschwelle wird bestimmt durch Ausführen des Schrittmacheralgorithmus für 30 Schrittmacherintervalle, um ein Mittelwert über 30 Zyklen zu ermitteln. Danach, wenn mehr Sensordaten zur Verfügung stehen, wird das Sensorpegelindexsignal über eine vorgegebene Zeitdauer (viel länger als 30 Zyklen, vorzugsweise lang genug, um durch die Aktivität beim niedrigen Pegel dominiert zu werden, wie beispielsweise 18 Stunden) gemittelt, um eine stetige Anzeige dessen zu geben, was der Takt- Antwortschwellenwert sein sollte. Der Takt-Antwortschwellenwert wird auf dieses Langzeitmittel mit einem darauf addierten geeigneten Offset eingestellt.
- Obwohl eine beispielhafte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung gezeigt und beschrieben wurde, können Änderungen, Modifikationen oder Veränderungen vorgenommen werden. So ist zwar beispielsweise der hier beschriebene Sensor ein piezoelektrischer Aktivitätssensor, doch ist es selbstverständlich, daß andere Typen von Sensoren verwendet werden können, einschließlich jeder der zahlreichen physiologischen Sensoren, die ein Sensorsignal erzeugen, welches in Abhängigkeit von der physiologischen Umgebung, welcher der Sensor ausgesetzt ist, variiert. Alle diese Änderungen, Modifikationen und Veränderungen liegen daher im Rahmen der vorliegenden Erfindung, die durch die begleitenden Ansprüche definiert ist.
Claims (15)
1.Taktempfindlicher Schrittmacher mit: einem Pulsgenerator (32) zum
Erzeugen von Schrittpulsen bei einem Takt, der durch ein Taktsteuersignal (48)
bestimmt wird; eine Einrichtung (34) zum Erzeugen eines Grundtaktsignals;
einem Sensor (24); und einem Prozessor (26) zum Erzeugen eines Schritt-
Taktsignales (52); und in welchem der Sensor (24) ein Rohsensorsignal (54)
erzeugt mit einem Wert, der in Abhängigkeit von einem detektierten
physiologischen Parameter variiert, und wobei der Prozessor (26) das Schritt-
Taktsignal (52) in Abhängigkeit von dem Rohsensorsignal erzeugt; dadurch
gekennzeichnet, daß der Prozessor (26) eine Vorprozessoreinrichtung umfaßt
zum Erzeugen von einem aus einer Anzahl Sensorpegelindexsignalen in
Abhängigkeit vom Wert des Rohsensorsignales (54), wobei die Anzahl von
Sensorpegelindexsignalen ein Minimumsensorpegelindexsignal umfaßt, das allen
Werten des Rohsensorsignals (54) unterhalb einer ersten vorgegebenen
Schwelle entspricht, und ein Maximumpegelindexsignal, das allen Werten des
Rohsensorsignals (54) oberhalb einer zweiten vorgegebenen Schwelle
entspricht, und eine Konversionseinrichtung zum Konvertieren des einen
Sensorpegelindexsignales in das Schritt-Taktsignal; wobei der Schrittmacher
ebenfalls eine Auswahleinrichtung (30) umfaßt zum Auswählen entweder des
Grundtaktsignals oder des Schritt-Taktsignals als Taktsteuersignal für den
Pulsgenerator (32), wodurch der Pulsgenerator (32) die Schrittpulse bei
einem Takt erzeugt, der durch das gewählte von dem Grundtaktsignal oder
dem Schritt-Taktsignal bestimmt wird.
2. Schrittmacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die
Konversionseinrichtung umfaßt: einen Speicher (28) zum Speichern von Schritt-
Taktdaten, welche eine vorbestimmte Beziehung zwischen jedem aus der
Anzahl der Sensorpegelindexsignale und dem Schritt-Taktsignal definieren; und
eine Einrichtung (26) zum Rückgewinnen und Verarbeiten der Schritt
Taktdaten von dem Speicher (28), um ein bestimmtes Schritt-Taktsignal zu
erzeugen, entsprechend dem Sensorpegelindexsignal, das von der
Vorprozessoreinrichtung erzeugt ist.
3. Schrittmacher nach Anspruch 2, gekennzeichnet durch eine Einrichtung (38)
zum Erzeugen von Programmiersignalen (40) und eine Telemetrie-
Einrichtung (36) in dem Schrittmacher (20) zum Empfangen der
Programiniersignale (40) und zu ihrer Übertragung an die Grundtaktsignal-
Erzeugungseinrichtung (34) und den Prozessor (26), wobei die
Grundtaktsignal-Erzeugungseinrichtung (34) und der Prozessor (26) beide eine
Einrichtung zum Antworten auf die Programmierungssignale (40) umfassen, um den
Betrieb der Grundtaktsignal-Erzeugungseinrichtung (34) und des Prozessors
(26) in einer Weise zu ändern, die durch die Programmiersignale (40)
angezeigt ist, wodurch der Betrieb des taktempfindlichen Schrittmachers
wahlweise mit den Programmiersignalen (40) programmiert werden kann.
4. Schrittmacher nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die
Programmiersignale (40) Speichersignale umfassen zum Ändern der Schritt-
Taktdaten, welche in deni Speicher (28) der Konversionseinrichtung des
Prozessors (26) gespeichert sind.
5. Schrittmacher nach einem der vorangegangenen Anspruche, dadurch
gekennzeichnet, daß die Konversionseinrichtung umfaßt: eine Anzahl von
Übertragungsfunktionen, von denen jede eine bestimmte Beziehung zwischen
allen aus der Anzahl von Sensorpegelindexsignalen und einem
Schrittmachertakt entsprechend zu jedem der Sensorpegelindexsignale definieren; und
eine Einrichtung zum programmierten Auswählen von einer der
Übertragungsfunktionen,
um eine Beziehung zwischen den Sensorpegelindexsignalen
und dem Schritt-Taktsignal zu definieren.
6. Schrittmacher nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß jede
Übertragungsfunktion ein Minimumsensorpegelindexsignal definiert, unterhalb
welchem der Schrittmachertakt, der durch die Übertragungsfunktion definiert
wird, sich nicht ändert, und ein Maximumpegelindexsignal, oberhalb
welchem der Schrittinachertakt, der durch die Übertragungsfunktion definiert
wird, sich nicht ändert.
7. Schrittmacher nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die
Konversionseinrichtung weiterhin eine taktempfindliche Schwelleneinrichtung umfaßt
zum wahlweise Ändern des Minimumsensorpegelindexsignals, unterhalb
welchem das Schritt-Taktsignal sich nicht ändert; wodurch, wenn die
Auswahleinrichtung das Schritt-Taktsignal als das Taktsteuersignal für den
Pulsgenerator (32) auswählt, der Takt, bei welchem der Pulsgenerator (32) die
Schrittpulse erzeugt, sich nicht ändert, solange das Sensorpegelindexsignal,
das von dem Vorprozessor (26) erhalten wird, oberhalb des
Minimumsensorpegelsignales liegt.
8. Schrittmacher nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die
taktempfindliche Schwelleneinrichtung weiterhin umfaßt: eine
Überwachungseinrichtung, welche das Sensorpegelindexsignal über eine vorgegebene Zeitdauer
überwacht und welches ein erstes Bezugssignal erzeugt, das durch alle
Sensorpegelindexsignale gewichtet ist, welche über die vorgeschriebene Zeitdauer
überwacht werden; und eine Autoschwelleneinrichtung zum automatischen
Einstellen des Minimumsensorpegelindexsignals, unterhalb welchem das
Schritt-Taktsignal sich nicht in Abhängigkeit vom ersten Bezugssignal
ändert.
9. Schrittmacher nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß das erste
Bezugssignal einen Mittelwert der Sensorpegelindexsignale, welche über die
vorgegebene Zeitdauer überwacht sind, umfaßt.
10. Schrittmacher nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die
vorgegebene Zeitdauer, über welche das Sensorpegelindexsignal gemittelt wird,
mindestens 18 Stunden umfaßt.
11. Schrittmacher nach Anspruch 8 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die
Autoschwelleneinrichtung den Minimumsensorpegel, unterhalb welchem der
Schrittmachertakt sich nicht ändert, auf eine vorgegebene Anzahl von
Abstufungen oberhalb des ersten Bezugssignals einstellt.
12. Schrittmacher nach einem der vorangegangenen Ansprüche, gekennzeichnet
durch eine Taktbegrenzungseinrichtung zum Begrenzen des Taktes, bei
welchein der Schrittmachertakt innerhalb einer vorgegebenen Zeitdauer
geändert werden kann.
13. Schrittmacher nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß die
Taktbegrenzungseinrichtung eine Reaktionszeiteinrichtung umfaßt zum Begrenzen
des Taktes, bei welchem der Schrittmachertakt innerhalb der vorgegebenen
Zeitdauer auf eine erste Taktgrenze ansteigen kann, und eine
Erholungszeiteinrichtung zum Begrenzen des Taktes, bei welchem der
Schrittmachertakt innerhalb der vorgegebenen Zeitdauer auf eine zweite Taktgrenze
abnehmen kann.
14. Schrittmacher nach Anspruch 13, gekennzeichnet durch: eine Einrichtung
(38) zum Erzeugen eines Programmiersignales (40) und einer Telemetrie-
Einrichtung (36) innerhalb des Schrittmachers zum Empfangen des
Programmiersignales (40) und zu seiner Übertragung an den Prozessor (26);
wobei
der Prozessor (26) eine Einrichtung umfaßt, die auf das
Programmiersignal (40) anspricht, so daß die ersten und zweiten Taktgrenzen in
einer Weise geändert werden, die durch das Programmiersignal angezeigt
wird.
15. Schrittmacher nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, daß das Rohsensorsignal (54) einen Energieinhalt aufweist,
der in Abhängigkeit von dem detektierten physiologischen Parameter sich
ändert, und wobei die Vorprozessoreinrichtung eine Einrichtung zum
Überwachen des Energieinhaltes des Rohsensorsignales (54) und zum
Erzeugen einer Anzahl von Sensorpegelindexsignalen in Abhängigkeit von
dem Energieinhall aufweist.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US07/301,934 US4940052A (en) | 1989-01-25 | 1989-01-25 | Microprocessor controlled rate-responsive pacemaker having automatic rate response threshold adjustment |
PCT/US1990/000431 WO1990008569A1 (en) | 1989-01-25 | 1990-01-23 | Pacemaker having automatic rate response adjustment |
Publications (2)
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---|---|
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DE69029463T Revoked DE69029463T2 (de) | 1989-01-25 | 1990-01-23 | Herzschrittmacher mit selbsttätiger einstellung der taktantwort |
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Families Citing this family (346)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5074302A (en) * | 1989-01-25 | 1991-12-24 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Self-adjusting rate-responsive pacemaker and method thereof |
US5154170A (en) * | 1990-08-14 | 1992-10-13 | Medtronic, Inc. | Optimization for rate responsive cardiac pacemaker |
JPH06503973A (ja) * | 1990-08-14 | 1994-05-12 | メドトロニック インコーポレーテッド | レート応答型ペースメーカーとその操作を最適化する方法 |
US5119813A (en) * | 1990-11-05 | 1992-06-09 | Leonard Bloom | Mixed venous oxygen saturation responsive system for and method of treating a malfunctioning heart |
US5179949A (en) * | 1990-12-07 | 1993-01-19 | Raul Chirife | Cardiac pacemaker with automatic a-v programming for optimization of left heart a-v interval |
FR2671013B1 (fr) * | 1990-12-27 | 1996-09-13 | Ela Medical Sa | Stimulateur cardiaque a frequence de stimulation asservie. |
US5179947A (en) * | 1991-01-15 | 1993-01-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Acceleration-sensitive cardiac pacemaker and method of operation |
US5176138A (en) * | 1991-03-21 | 1993-01-05 | Siemens Pacesetter, Inc. | Implantable pacemaker having means for automatically adjusting stimulation energy as a function of sensed so2 |
US5269299A (en) * | 1991-08-05 | 1993-12-14 | Siemens Pacesetter, Inc. | System and method for preventing atrial competition during sensor-driven operation of a dual-chamber pacemaker |
US5342405A (en) * | 1991-08-05 | 1994-08-30 | Siemens Pacesetter, Inc. | System and method for selecting a mode of operation of a dual-chamber pacemaker |
US5395393A (en) * | 1991-11-01 | 1995-03-07 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Intracardiac electrogram sensing in an arrhythmia control system |
US5312445A (en) * | 1992-02-03 | 1994-05-17 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Implantable cardiac stimulating apparatus and method employing detection of P-waves from signals sensed in the ventricle |
US5309919A (en) * | 1992-03-02 | 1994-05-10 | Siemens Pacesetter, Inc. | Method and system for recording, reporting, and displaying the distribution of pacing events over time and for using same to optimize programming |
US5292341A (en) * | 1992-03-02 | 1994-03-08 | Siemens Pacesetter, Inc. | Method and system for determining and automatically adjusting the sensor parameters of a rate-responsive pacemaker |
US5431691A (en) * | 1992-03-02 | 1995-07-11 | Siemens Pacesetter, Inc. | Method and system for recording and displaying a sequential series of pacing events |
US5423867A (en) * | 1992-03-02 | 1995-06-13 | Pacesetter, Inc. | Rate-responsive pacemaker having automatic sensor threshold with programmable offset |
US5237992A (en) * | 1992-03-05 | 1993-08-24 | Siemens Pacesetter, Inc. | Implantable pacemaker providing hysteresis in dual-chamber modes |
US5417714A (en) * | 1992-03-05 | 1995-05-23 | Pacesetter, Inc. | DDI pacing with PVC-protected hysteresis and automatic AV interval adjustment |
US5360436A (en) * | 1992-04-03 | 1994-11-01 | Intermedics, Inc. | Cardiac pacing responsive to multiple activity types |
US5231986A (en) * | 1992-04-27 | 1993-08-03 | Medtronic, Inc. | Method and system for optimizing activity threshold in activity based rate adaptive pacemakers |
US5334220A (en) * | 1992-11-13 | 1994-08-02 | Siemens Pacesetter, Inc. | Dual-chamber implantable pacemaker having an adaptive AV interval that prevents ventricular fusion beats and method of operating same |
US5814077A (en) * | 1992-11-13 | 1998-09-29 | Pacesetter, Inc. | Pacemaker and method of operating same that provides functional atrial cardiac pacing with ventricular support |
US5741308A (en) * | 1992-11-13 | 1998-04-21 | Pacesetter, Inc. | Dual-chamber implantable pacemaker and method of operating same for automatically setting the pacemaker's AV interval as a function of a natural measured conduction time |
US5340361A (en) * | 1992-11-13 | 1994-08-23 | Siemens Pacesetter, Inc. | Implantable pacemaker having adaptive AV interval adoptively shortened to assure ventricular pacing |
US5328442A (en) * | 1992-11-20 | 1994-07-12 | Siemens Pacesetter, Inc. | System and method for stimulating a heart having undergone cardiac myoplasty using a single-chamber pacemaker |
US5350410A (en) * | 1992-11-23 | 1994-09-27 | Siemens Pacesetter, Inc. | Autocapture system for implantable pulse generator |
US5318591A (en) * | 1992-11-23 | 1994-06-07 | Siemens Pacesetter, Inc. | Implantable cardioverter-defibrillator having early charging capability |
AU5205493A (en) * | 1992-12-01 | 1994-06-16 | Siemens Aktiengesellschaft | Cardiac event detection in implantable medical devices |
US5282839A (en) * | 1992-12-14 | 1994-02-01 | Medtronic, Inc. | Rate responsive cardiac pacemaker and method for providing an optimized pacing rate which varies with a patient's physiologic demand |
US5423869A (en) * | 1993-01-21 | 1995-06-13 | Pacesetter, Inc. | Multi-sensor rate-responsive pacemaker and method of operating same |
US5374281A (en) * | 1993-02-09 | 1994-12-20 | Siemens Pacesetter, Inc. | Hysteresis in a rate-responsive pacemaker |
US5350401A (en) * | 1993-03-26 | 1994-09-27 | Siemens Pacesetter, Inc. | Implantable cardioverter/defibrillator device having means for determining and treating low amplitude ventricular fibrillation and method thereof |
US5413592A (en) * | 1993-03-26 | 1995-05-09 | Intermedics, Inc. | Cardiac pacemaker with automatic parameter adjustment |
US5314457A (en) * | 1993-04-08 | 1994-05-24 | Jeutter Dean C | Regenerative electrical |
US5312455A (en) * | 1993-05-26 | 1994-05-17 | Siemens Pacesetter, Inc. | Programmable window reference generator for use in an implantable cardiac pacemaker |
US5336242A (en) * | 1993-05-26 | 1994-08-09 | Siemens Pacesetter, Inc. | Band-pass filter for use in a sense amplifier of an implantable cardiac pacer |
US5476485A (en) * | 1993-09-21 | 1995-12-19 | Pacesetter, Inc. | Automatic implantable pulse generator |
US5514164A (en) * | 1994-03-25 | 1996-05-07 | Pacesetter, Inc. | DDD pacing response to atrial tachyucardia and retrograde conduction |
US5514162A (en) * | 1994-06-07 | 1996-05-07 | Pacesetter, Inc. | System and method for automatically determining the slope of a transfer function for a rate-responsive cardiac pacemaker |
US5507783A (en) * | 1995-01-11 | 1996-04-16 | Pacesetter, Inc. | Pacemaker mediated tachycardia response for VDD and VDDR modalities |
US5601613A (en) | 1995-02-07 | 1997-02-11 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for providing enhanced 2:1 block response with rate-responsive AV delay in a pacemaker |
US5882352A (en) * | 1995-05-25 | 1999-03-16 | Pacesetter, Inc. | Automatic adjustment of detection rate threshold in an implantable antitachycardia therapy device |
US5697956A (en) * | 1995-06-02 | 1997-12-16 | Pacesetter, Inc. | Implantable stimulation device having means for optimizing current drain |
US5713934A (en) * | 1995-10-12 | 1998-02-03 | Pacesetter, Inc. | Evoked and spontaneous cardiac activity detection in a dual-chamber electronic pacemaker and method |
DE19609409C2 (de) * | 1996-03-04 | 2000-01-20 | Biotronik Mess & Therapieg | Therapiegerät |
US5766229A (en) | 1996-04-15 | 1998-06-16 | Pacesetter, Inc. | Capture verification method and apparatus for implantable pacemaker utilizing heart rhythm stability measurements to minimize the likelihood of fusion |
EP0804940A3 (de) * | 1996-04-30 | 1998-10-21 | Pacesetter, Inc. | Frequenzadaptiver Herzschrittmacher mit automatischer Auswahl des Faktors der Taktantwort |
US6259950B1 (en) | 1996-05-14 | 2001-07-10 | Pacesetter, Inc. | Implantable stimulation device and method for determining a trial autocapture using backup atrial stimulation |
US6243606B1 (en) | 1996-05-14 | 2001-06-05 | Pacesetter, Inc. | Implantable stimulation device and method for determining atrial autocapture using programmable PVARP |
US6594523B1 (en) | 1996-05-14 | 2003-07-15 | Pacesetter, Inc. | Implantable stimulation device, programmer, and method for automatically evaluating interaction of the device with a patient's heart |
US5899928A (en) * | 1996-05-14 | 1999-05-04 | Pacesetter, Inc. | Descriptive transtelephonic pacing intervals for use by an emplantable pacemaker |
US6263244B1 (en) | 1996-05-14 | 2001-07-17 | Pacesetter, Inc. | Implantable stimulation device and method for determining atrial autocapture using PVC response |
US5968081A (en) * | 1996-05-15 | 1999-10-19 | Pacesetter, Inc. | System and method for providing improved fallback response in a dual-chamber cardiac pacemaker |
US6058328A (en) * | 1996-08-06 | 2000-05-02 | Pacesetter, Inc. | Implantable stimulation device having means for operating in a preemptive pacing mode to prevent tachyarrhythmias and method thereof |
US5792188A (en) * | 1997-01-23 | 1998-08-11 | Pacesetter, Inc. | Capacitor reformation and measurement in an implantable cardioverter/defibrillator (ICD) |
US5948005A (en) * | 1997-01-28 | 1999-09-07 | Pacesetter, Inc. | Multi-event bin heart rate histogram for use with and implantable pacemaker |
US5836971A (en) * | 1997-02-26 | 1998-11-17 | Pacesetter, Inc. | Dynamic rezoning of a tiered therapy inplantable cardioverter defibrillator/pacemaker (ICD) device |
US5792199A (en) * | 1997-07-24 | 1998-08-11 | Pacesetter, Inc. | Pacemaker having rate responsive transducer and method for operating same |
US6101415A (en) * | 1997-12-22 | 2000-08-08 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for detecting and displaying diagnostic information for an implantable medical device |
US5974341A (en) * | 1997-12-22 | 1999-10-26 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for detecting and displaying diagnostic information in conjunction with intracardiac electrograms and surface electrocardiograms |
US20030036746A1 (en) * | 2001-08-16 | 2003-02-20 | Avi Penner | Devices for intrabody delivery of molecules and systems and methods utilizing same |
US5978710A (en) * | 1998-01-23 | 1999-11-02 | Sulzer Intermedics Inc. | Implantable cardiac stimulator with safe noise mode |
US6185461B1 (en) | 1998-07-01 | 2001-02-06 | Pacesetter, Inc. | System and method for verification of recommended replacement time indication in an implantable cardiac stimulation device |
US6434428B1 (en) | 1998-07-29 | 2002-08-13 | Pacesetter, Inc. | System and method for optimizing far-field R-wave sensing by switching electrode polarity during atrial capture verification |
US6101416A (en) * | 1998-07-29 | 2000-08-08 | Pacesetter, Inc. | System and method for atrial autocapture in single-chamber pacemaker modes using far-field detection |
US6345201B1 (en) | 1998-07-29 | 2002-02-05 | Pacesetter, Inc. | System and method for ventricular capture using far-field evoked response |
US8244370B2 (en) * | 2001-04-13 | 2012-08-14 | Greatbatch Ltd. | Band stop filter employing a capacitor and an inductor tank circuit to enhance MRI compatibility of active medical devices |
US6081747A (en) * | 1998-11-23 | 2000-06-27 | Pacesetter, Inc. | Dual-chamber implantable pacemaker having negative AV/PV hysteresis and ectopic discrimination |
US6324427B1 (en) | 1999-01-26 | 2001-11-27 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation device having T-wave discrimination of fusion events during autocapture/autothreshold assessment |
US6128533A (en) | 1999-03-22 | 2000-10-03 | Pacesetter, Inc. | Pacemaker with automatic PVARP adjustment during automatic mode switching |
US6334071B1 (en) | 1999-06-07 | 2001-12-25 | Pacesetter, Inc. | Minute volume pacemakers that require only a single distal electrode |
DE60038766D1 (de) | 1999-08-27 | 2008-06-19 | Pacesetter Inc | Implantierbarer Herzschrittmacher und Verfahren zur Detektion von durch einen Herzschrittmacher induzierten Tachykardien |
US6282444B1 (en) | 1999-08-31 | 2001-08-28 | Pacesetter, Inc. | Implantable device with electrical infection control |
US6907291B1 (en) | 1999-09-30 | 2005-06-14 | Pacesetter, Inc. | Secure telemetry system and method for an implantable cardiac stimulation device |
US6424867B1 (en) | 1999-09-30 | 2002-07-23 | Pacesetter, Inc. | Secure telemetry system and method for an implantable cardiac stimulation device |
US6363280B1 (en) | 1999-10-15 | 2002-03-26 | Pacesetter, Inc. | Battery conservation in implantable cardioverter-defibrillators and pacemakers |
US6442426B1 (en) | 1999-12-01 | 2002-08-27 | Pacesetter, Inc. | Implantable ventricular cadioverter-defibrillator employing atrial pacing for preventing a trial fibrillation form ventricular cardioversion and defibrillation shocks |
US6321115B1 (en) | 1999-12-03 | 2001-11-20 | Pacesetter, Inc. | Noise detection system and method for use in an implantable medical device |
US6519493B1 (en) | 1999-12-23 | 2003-02-11 | Pacesetter, Inc. | Methods and apparatus for overdrive pacing heart tissue using an implantable cardiac stimulation device |
US7308306B1 (en) | 1999-12-23 | 2007-12-11 | Pacesetter, Inc. | System and method for dynamic ventricular overdrive pacing |
US6671548B1 (en) | 1999-12-29 | 2003-12-30 | Pacesetter, Inc. | Implantable stimulation device and method for discrimination atrial and ventricular arrhythmias |
US6445949B1 (en) | 2000-01-05 | 2002-09-03 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardioversion device with a self-adjusting threshold for therapy selection |
US6408210B1 (en) | 2000-01-11 | 2002-06-18 | Pacesetter, Inc. | System and method for automatic atrial capture detection and atrial pacing threshold determination |
US6389316B1 (en) | 2000-01-11 | 2002-05-14 | Pacesetter, Inc. | System and method for automatic atrial capture detection and atrial pacing threshold determination |
US6430441B1 (en) | 2000-01-18 | 2002-08-06 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation device having autocapture/autothreshold capability |
DE60131041T2 (de) | 2000-01-19 | 2008-07-31 | Pacesetter, Inc., Sylmar | Implantierbare Herzvorrichtung zur Überwachung der Verschlechterung oder Verbesserung von Herzerkrankungen |
US6400988B1 (en) | 2000-02-18 | 2002-06-04 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac device having precision RRT indication |
US6400990B1 (en) | 2000-02-18 | 2002-06-04 | Pacesetter, Inc. | Patient activated telemetry control unit using bidirectional asymmetric dual-mode telemetry link to communicate with an implanted device |
US7998720B2 (en) * | 2000-02-21 | 2011-08-16 | Puratos N.V. | Enzyme with xylanase activity |
US6456876B1 (en) | 2000-02-28 | 2002-09-24 | Pacesetter, Inc. | Dual-chamber implantable cardiac stimulation system and device with selectable arrhythmia termination electrode configurations and method |
US6539260B1 (en) | 2000-02-28 | 2003-03-25 | Pacesetter, Inc. | Atrial sensing and pacing using a unipolar atrial electrode |
US6714819B1 (en) | 2000-03-13 | 2004-03-30 | Pacesetter, Inc. | System and method of automatically adjusting auto capture safety margin |
US6363278B1 (en) | 2000-04-14 | 2002-03-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system with staggered pulses for coordination therapy |
US6453197B1 (en) | 2000-04-18 | 2002-09-17 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation device including a system for and method of automatically inducing a tachyarrhythmia |
US6615082B1 (en) | 2000-05-15 | 2003-09-02 | Pacesetter, Inc. | Method and device for optimally altering stimulation energy to maintain capture of cardiac tissue |
US6549806B1 (en) | 2000-05-15 | 2003-04-15 | Pacesetter, Inc. | Implantable dual site cardiac stimulation device having independent automatic capture capability |
US6477416B1 (en) | 2000-05-15 | 2002-11-05 | Pacesetter, Inc. | System and method for automatically and adaptively segmenting an atrial blanking period |
US6456879B1 (en) | 2000-05-15 | 2002-09-24 | Pacesetter, Inc. | Method and device for optimally altering stimulation energy to maintain capture of cardiac tissue |
US20010049543A1 (en) | 2000-05-15 | 2001-12-06 | Kroll Mark W. | Method and apparatus for biventricular stimulation and capture monitoring |
US6456882B1 (en) | 2000-05-15 | 2002-09-24 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation device having automatic capture/threshold capability using a dynamically adjustable safety margin |
US6456881B1 (en) | 2000-08-02 | 2002-09-24 | Pacesetter, Inc. | System and method of identifying fusion for dual-chamber automatic capture stimulation device |
DE10041728A1 (de) | 2000-08-25 | 2002-03-21 | Implex Hear Tech Ag | Implantierbare medizinische Vorrichtung mit einem hermetisch dichten Gehäuse |
US6782291B1 (en) | 2000-09-05 | 2004-08-24 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation device with automatic evoked response sensing electrode configuration selection and method |
US6493584B1 (en) | 2000-09-08 | 2002-12-10 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation device and method which discriminates between noise and cardiac activity |
US6604000B2 (en) | 2000-12-08 | 2003-08-05 | Pacesetter, Inc. | Method and device for responding to the detection of ischemia in cardiac tissue |
US6636765B2 (en) | 2001-02-06 | 2003-10-21 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for timing events within an implantable medical device |
US6400985B1 (en) | 2001-02-06 | 2002-06-04 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for timing events within an implantable medical device |
US6553259B2 (en) | 2001-03-14 | 2003-04-22 | Pacesetter, Inc. | System and method of performing automatic capture in an implantable cardiac stimulation device |
CA2482202C (en) | 2001-04-13 | 2012-07-03 | Surgi-Vision, Inc. | Systems and methods for magnetic-resonance-guided interventional procedures |
US9295828B2 (en) | 2001-04-13 | 2016-03-29 | Greatbatch Ltd. | Self-resonant inductor wound portion of an implantable lead for enhanced MRI compatibility of active implantable medical devices |
US6654639B1 (en) | 2001-05-07 | 2003-11-25 | Pacesetter, Inc. | Method and device for multi-chamber cardiac pacing in response to a tachycardia |
US6950703B1 (en) | 2001-06-08 | 2005-09-27 | Pacesetter, Inc. | Implantable medical device with single bit upset error detection and correction |
US6611714B1 (en) | 2001-06-13 | 2003-08-26 | Pacesetter, Inc. | Multi-site cardiac stimulation device and method for detecting retrograde conduction |
US7146215B1 (en) | 2001-06-13 | 2006-12-05 | Pacesetter, Inc. | Multi-site cardiac stimulation device and method for detecting retrograde conduction |
US6925329B1 (en) * | 2001-08-13 | 2005-08-02 | Pacesetter, Inc. | Automatic setting of cardiac operating parameters based upon capture threshold level |
US7006869B2 (en) | 2001-09-10 | 2006-02-28 | Pacesetter, Inc. | Method and device for enhanced capture tracking by discrimination of fusion beats |
US6941170B1 (en) | 2001-09-25 | 2005-09-06 | Pacesetter, Inc. | Dynamic adjustment of overdrive pacing rate based on sensor indicated rate |
US6907286B1 (en) | 2001-10-19 | 2005-06-14 | Pacesetter, Inc. | Anti-tachycardia pacing methods and devices |
US6961617B1 (en) | 2001-10-19 | 2005-11-01 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus to backup, update and share data among implantable cardiac stimulation device programmers |
US6731980B1 (en) | 2001-10-29 | 2004-05-04 | Pacesetter, Inc. | System and method for automatically setting a pre-ventricular atrial blanking period |
US6643549B1 (en) | 2001-10-30 | 2003-11-04 | Kerry Bradley | Cardiac stimulation device and method for storing diagnostic data in an automatic capture system |
US6738668B1 (en) | 2001-11-01 | 2004-05-18 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation device having a capture assurance system which minimizes battery current drain and method for operating the same |
US6975904B1 (en) | 2001-11-08 | 2005-12-13 | Pacesetter, Inc. | Modification of evoked response detection algorithm based on orientation and activity of patient |
US6766194B1 (en) | 2001-12-12 | 2004-07-20 | Pacesetter, Inc. | Dynamic control of overdrive pacing based on degree of randomness within heart rate |
US6694188B1 (en) | 2001-12-12 | 2004-02-17 | Pacesetter, Inc. | Dynamic control of overdrive pacing based on degree of randomness within heart rate |
US6775571B1 (en) | 2001-12-12 | 2004-08-10 | Pacesetter, Inc. | Dynamic control of overdrive pacing based on degree of randomness within heart rate |
US6832112B1 (en) | 2001-12-28 | 2004-12-14 | Pacesetter, Inc. | Method of adjusting an AV and/or PV delay to improve hemodynamics and corresponding implantable stimulation device |
US20030130704A1 (en) * | 2002-01-09 | 2003-07-10 | Florio Joseph J. | Method and apparatus for dynamically adjusting a non-linear overdrive pacing response function |
US6904317B2 (en) * | 2002-01-09 | 2005-06-07 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for dynamically adjusting overdrive pacing parameters |
US6947794B1 (en) | 2002-01-11 | 2005-09-20 | Pacesetter, Inc. | System and method with improved automatic testing functions for defining capture thresholds |
US6766197B1 (en) | 2002-01-11 | 2004-07-20 | Pacesetter, Inc. | System and method with improved automatic testing functions for automatic capture verification |
US6645153B2 (en) | 2002-02-07 | 2003-11-11 | Pacesetter, Inc. | System and method for evaluating risk of mortality due to congestive heart failure using physiologic sensors |
US6961615B2 (en) * | 2002-02-07 | 2005-11-01 | Pacesetter, Inc. | System and method for evaluating risk of mortality due to congestive heart failure using physiologic sensors |
US7006868B2 (en) * | 2002-03-06 | 2006-02-28 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for using a rest mode indicator to automatically adjust control parameters of an implantable cardiac stimulation device |
US6968232B2 (en) * | 2002-03-06 | 2005-11-22 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for using a rest mode indicator to automatically adjust control parameters of an implantable cardiac stimulation device |
US7062327B2 (en) * | 2002-05-02 | 2006-06-13 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for providing atrial autocapture in a dynamic atrial overdrive pacing system for use in an implantable cardiac stimulation device |
US7277761B2 (en) | 2002-06-12 | 2007-10-02 | Pacesetter, Inc. | Vagal stimulation for improving cardiac function in heart failure or CHF patients |
US7225017B1 (en) | 2002-06-12 | 2007-05-29 | Pacesetter, Inc. | Parasympathetic nerve stimulation for ICD and/or ATP patients |
US7403819B1 (en) | 2002-06-12 | 2008-07-22 | Pacesetter, Inc. | Parasympathetic nerve stimulation for control of AV conduction |
US7139607B1 (en) | 2002-06-12 | 2006-11-21 | Pacesetter, Inc. | Arrhythmia discrimination |
US7245967B1 (en) | 2002-06-12 | 2007-07-17 | Pacesetter, Inc. | Parasympathetic nerve stimulation for termination of supraventricular arrhythmias |
US7123961B1 (en) | 2002-06-13 | 2006-10-17 | Pacesetter, Inc. | Stimulation of autonomic nerves |
US7189204B2 (en) * | 2002-12-04 | 2007-03-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Sleep detection using an adjustable threshold |
US7024241B1 (en) | 2002-12-05 | 2006-04-04 | Pacesetter, Inc. | Pacing pulse waveforms that support simultaneous intracardiac signal sensing and analysis |
US6882887B1 (en) | 2002-12-16 | 2005-04-19 | Pacesetter, Inc. | Implantable lead and electrode portion |
US7349738B1 (en) * | 2003-02-19 | 2008-03-25 | Pacesetter, Inc. | Detecting atrial evoked response |
US7120491B1 (en) | 2003-03-12 | 2006-10-10 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardioversion device with a self-adjusting threshold for therapy selection |
US7321792B1 (en) | 2003-03-19 | 2008-01-22 | Pacesetter, Inc. | Pacing therapy and acupuncture |
US6973350B1 (en) | 2003-03-31 | 2005-12-06 | Pacesetter, Inc. | Diagnosis of atrial fusion, atrial pseudofusion and/or native atrial activity |
US6928326B1 (en) | 2003-03-31 | 2005-08-09 | Pacesetter, Inc. | Diagnosis of fusion or pseudofusion |
US7164944B1 (en) | 2003-04-15 | 2007-01-16 | Pacesetter, Inc. | Analgesic therapy for ICD patients |
US7613513B1 (en) | 2003-07-01 | 2009-11-03 | Pacesetter, Inc. | System and method for determining cardiac geometry |
US7003348B1 (en) | 2003-07-01 | 2006-02-21 | Pacesetter, Inc. | Monitoring cardiac geometry for diagnostics and therapy |
US7215999B1 (en) | 2003-08-06 | 2007-05-08 | Pacesetter, Inc. | Battery charge indicator for implantable pacemakers and defibrillators |
US6970744B1 (en) | 2003-08-13 | 2005-11-29 | Pacesetter, Inc. | Bioenergy generator |
US7286874B1 (en) | 2003-09-17 | 2007-10-23 | Pacesetter, Inc. | Ensemble averaging for evoked responses |
US20050065555A1 (en) * | 2003-09-24 | 2005-03-24 | Siew Er | Collection and analysis of procedural information |
US20050070965A1 (en) * | 2003-09-29 | 2005-03-31 | Jong Kil | Method and system for discriminating RA driven from LA driven atrial flutter |
US7181281B1 (en) | 2003-10-08 | 2007-02-20 | Pacesetter, Inc. | ICD using MEMS for optimal therapy |
US20050125041A1 (en) * | 2003-11-05 | 2005-06-09 | Xiaoyi Min | Methods for ventricular pacing |
EP1529551A1 (de) | 2003-11-05 | 2005-05-11 | Pacesetter, Inc. | Ventrikuläre Herzschrittmacher-Systeme |
US7239915B2 (en) * | 2003-12-16 | 2007-07-03 | Medtronic, Inc. | Hemodynamic optimization system for biventricular implants |
US7353067B1 (en) | 2004-01-16 | 2008-04-01 | Pacesetter, Inc. | Implantable leads, electrode portions and methods for securing |
US7292886B1 (en) | 2004-01-20 | 2007-11-06 | Pacesetter, Inc. | Bifocal cardiac stimulation device and methods |
US7421296B1 (en) | 2004-01-26 | 2008-09-02 | Pacesetter, Inc. | Termination of respiratory oscillations characteristic of Cheyne-Stokes respiration |
US7363085B1 (en) | 2004-01-26 | 2008-04-22 | Pacesetters, Inc. | Augmenting hypoventilation |
US7519425B2 (en) | 2004-01-26 | 2009-04-14 | Pacesetter, Inc. | Tiered therapy for respiratory oscillations characteristic of Cheyne-Stokes respiration |
US8052674B2 (en) * | 2004-04-09 | 2011-11-08 | Roger F. Steinert | Laser system for vision correction |
US7223237B2 (en) * | 2004-04-22 | 2007-05-29 | Pacesetter, Inc. | Implantable biosensor and methods for monitoring cardiac health |
US7738954B1 (en) | 2004-04-22 | 2010-06-15 | Pacesetter, Inc. | His bundle control |
US7627366B1 (en) | 2004-05-17 | 2009-12-01 | Pacesetter, Inc. | Analysis of polarization information |
US7792572B1 (en) | 2004-05-17 | 2010-09-07 | Pacesetter, Inc. | Ischemia detection using intra-cardiac signals |
US7223244B1 (en) | 2004-05-18 | 2007-05-29 | Pacesetter, Inc. | System and method for monitoring hypercapnic ventilatory response |
US20050261743A1 (en) * | 2004-05-19 | 2005-11-24 | Kroll Mark W | System and method for automated fluid monitoring |
US7548785B2 (en) * | 2004-06-10 | 2009-06-16 | Pacesetter, Inc. | Collecting and analyzing sensed information as a trend of heart failure progression or regression |
US7474921B1 (en) | 2004-06-14 | 2009-01-06 | Pacesetter, Inc. | Adjustable overdrive pacing |
US7133719B1 (en) | 2004-06-14 | 2006-11-07 | Pacesetter, Inc. | Adjustable overdrive pacing |
US7133721B1 (en) | 2004-06-14 | 2006-11-07 | Pacesetter, Inc. | Adjustable overdrive pacing |
US7389140B1 (en) | 2004-06-16 | 2008-06-17 | Kroll Mark W | Adjustment of stimulation current path |
US7364550B1 (en) | 2004-06-17 | 2008-04-29 | Pacesetter, Inc. | Method and device for motion and noise immunity in hemodynamic measurement |
US8233978B1 (en) | 2004-07-12 | 2012-07-31 | Pacesetter, Inc. | Method and device for switching between arrhythmia prevention modes |
US7308305B1 (en) | 2004-07-27 | 2007-12-11 | Pacesetter, Inc. | Optimally timed early shock defibrillation |
US7181276B1 (en) * | 2004-07-27 | 2007-02-20 | Pacesetter, Inc. | Device and method for preventing the acceleration of cardiac arrhythmias |
US20060058852A1 (en) * | 2004-09-10 | 2006-03-16 | Steve Koh | Multi-variable feedback control of stimulation for inspiratory facilitation |
US7308308B1 (en) | 2004-09-16 | 2007-12-11 | Pacesetter, Inc. | Method to monitor progression of atrial fibrillation and to detect its susceptibility for termination |
US7185889B2 (en) * | 2004-09-22 | 2007-03-06 | Vanzanten David S | Casino table wagering game and method therefor |
US7167755B2 (en) | 2004-10-05 | 2007-01-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Adaptive software configuration for a medical device |
US7272438B2 (en) * | 2004-10-12 | 2007-09-18 | Pacesetter, Inc. | Mode switching heart stimulation apparatus and method |
US7363077B1 (en) | 2004-11-09 | 2008-04-22 | Pacesetters, Inc. | Adaptive timing interval control method for treating congestive heart failure |
US7574259B1 (en) | 2004-11-12 | 2009-08-11 | Pacesetter, Inc. | Capture threshold and lead condition analysis |
US7447540B1 (en) | 2004-11-24 | 2008-11-04 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for detection of VT and VF from remote sensing electrodes |
US7580750B2 (en) | 2004-11-24 | 2009-08-25 | Remon Medical Technologies, Ltd. | Implantable medical device with integrated acoustic transducer |
US7403813B1 (en) | 2004-11-24 | 2008-07-22 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for detection of VT and VF from remote sensing electrodes |
US20060116590A1 (en) | 2004-11-30 | 2006-06-01 | Pacesetter, Inc. | Endocardial pressure differential sensing systems and methods |
US7197360B1 (en) | 2005-01-12 | 2007-03-27 | Pacesetter, Inc. | Methods and systems for using an inductor to increase capacitor reformation efficiency in an implantable cardiac device (ICD) |
US7289847B1 (en) | 2005-01-18 | 2007-10-30 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac device and method of treating atrial fibrillation |
US20060159587A1 (en) * | 2005-01-19 | 2006-07-20 | Beckman Coulter, Inc. | Automated clinical analyzer with dual level storage and access |
US7308310B1 (en) | 2005-01-26 | 2007-12-11 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation device providing bipolar autocapture and lead impedance assessment and method |
US7333854B1 (en) | 2005-01-31 | 2008-02-19 | Pacesetter, Inc. | Orthostatic cardiac output response pacer for heart failure patients and diabetic patients |
US7450999B1 (en) | 2005-02-07 | 2008-11-11 | Pacesetter, Inc. | Trans-septal intra-cardiac lead system |
US7389134B1 (en) | 2005-02-07 | 2008-06-17 | Pacesetter, Inc. | Trans-septal intra-cardiac lead system |
US7274965B1 (en) | 2005-02-07 | 2007-09-25 | Pacesetter, Inc. | Trans-septal intra-cardiac lead system |
US7340288B1 (en) | 2005-02-07 | 2008-03-04 | Pacesetter, Inc. | Trans-septal intra-cardiac lead system |
US7448999B1 (en) | 2005-02-07 | 2008-11-11 | Pacesetter, Inc. | Trans-septal intra-cardiac lead system |
US7546159B1 (en) | 2005-03-14 | 2009-06-09 | Pacesetter, Inc. | Subcutaneous cardiac stimulation device, system, and method providing accelerated arrhythmia detection verification and transient rate compensation |
US7363086B1 (en) | 2005-03-21 | 2008-04-22 | Pacesetter, Inc. | Capture verification in respiratory diaphragm stimulation |
US7398122B1 (en) | 2005-04-07 | 2008-07-08 | Pacesetter, Inc. | Self adjusting optimal waveforms |
US7283871B1 (en) | 2005-04-07 | 2007-10-16 | Pacesetter, Inc. | Self adjusting optimal waveforms |
US7430447B2 (en) * | 2005-06-06 | 2008-09-30 | Pacesetter, Inc. | Evoked response and impedance measures for monitoring heart failure and respiration |
US7850616B1 (en) * | 2005-06-15 | 2010-12-14 | Pacesetter, Inc. | Determination of diastolic heart failure |
US7454249B1 (en) | 2005-06-30 | 2008-11-18 | Pacesetter, Inc. | Early warning for lead insulation failure |
US7653440B1 (en) | 2005-06-30 | 2010-01-26 | Pacesetter, Inc. | Stimulation lead and methods of stimulating |
US7460909B1 (en) | 2005-08-16 | 2008-12-02 | Pacesetter, Inc. | Implantable device for monitoring hemodynamic profiles |
US7983765B1 (en) | 2005-08-19 | 2011-07-19 | Pacesetter, Inc. | Left chamber pressure sensor lead delivery system |
US7515971B1 (en) * | 2005-09-09 | 2009-04-07 | Pacesetter, Inc. | Left atrial pressure sensor lead |
US8260407B1 (en) | 2005-09-12 | 2012-09-04 | Pacesetter, Inc. | Intracardiac device and method for storing cardiac test results and associated EGM data |
US7460900B1 (en) | 2005-09-14 | 2008-12-02 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for detecting ischemia using changes in QRS morphology |
US7660616B1 (en) | 2005-09-20 | 2010-02-09 | Pacesetter, Inc. | Implantable multi-wavelength oximeter sensor |
US7630078B1 (en) | 2005-09-20 | 2009-12-08 | Pacesetter, Inc. | Calibrating implantable optical sensors |
US7840246B1 (en) | 2005-09-20 | 2010-11-23 | Pacesetter, Inc. | Implantable self-calibrating optical sensors |
US7493164B1 (en) | 2005-09-27 | 2009-02-17 | Pacesetter, Inc. | Application of blood pressure profile parameter to assess circadian state of patients |
US7386343B1 (en) * | 2005-09-30 | 2008-06-10 | Pacesetter, Inc. | Spectrum-driven arrhythmia treatment method |
US7636600B1 (en) | 2005-10-21 | 2009-12-22 | Pacesetter, Inc. | Pressure monitoring for apnea prevention and/or therapy |
US7574255B1 (en) | 2005-11-07 | 2009-08-11 | Pacesetter, Inc. | Criteria for monitoring intrathoracic impedance |
US7774055B1 (en) | 2005-11-07 | 2010-08-10 | Pacesetter, Inc. | Left atrial pressure-based criteria for monitoring intrathoracic impedance |
US7684870B1 (en) | 2005-11-18 | 2010-03-23 | Pacesetter, Inc. | Direct current fibrillator |
US7785256B1 (en) | 2006-01-11 | 2010-08-31 | Pacesetter, Inc. | Method and system for displaying patient activity data using Poincaré and intensity plot |
US7546161B1 (en) | 2006-01-11 | 2009-06-09 | Pacesetter, Inc. | Methods for loss of capture and fusion avoidance in biventricular pacing therapy |
US7577478B1 (en) * | 2006-02-01 | 2009-08-18 | Pacesetter, Inc. | Ischemia detection for anti-arrhythmia therapy |
US7418868B1 (en) | 2006-02-21 | 2008-09-02 | Pacesetter, Inc. | Pressure sensor and method of fabricating such a module |
US7848806B1 (en) | 2006-02-21 | 2010-12-07 | Pacesetter, Inc. | Virtual electrode polarization for shock therapy |
US8112149B2 (en) * | 2006-02-27 | 2012-02-07 | Monitoring Information Technologies, Inc. | System and method for heart and activity monitoring |
US7584005B1 (en) | 2006-04-12 | 2009-09-01 | Pacesetter, Inc. | Steroid eluting pacing tip electrode |
US7756570B1 (en) | 2006-05-01 | 2010-07-13 | Pacesetter, Inc. | Methods and arrangements for reducing oversensing and/or providing diagnostic information in implantable medical devices |
US7587243B1 (en) | 2006-05-08 | 2009-09-08 | Pacesetter, Inc. | System and method for verifying capture and/or event sensing during manual threshold evaluations of an implantable cardiac stimulation device |
US7650189B1 (en) | 2006-06-02 | 2010-01-19 | Pacesetter, Inc. | Techniques to maintain or alter upper airway patency |
US20070299476A1 (en) * | 2006-06-23 | 2007-12-27 | Euljoon Park | Sympathetic afferent activation for adjusting autonomic tone |
US7648464B1 (en) | 2006-07-19 | 2010-01-19 | Pacesetter, Inc. | Detecting ischemia using an implantable cardiac device based on morphology of cardiac pressure signal |
EP2043740A2 (de) | 2006-07-21 | 2009-04-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Ultraschallwandler für eine in einem metallischen hohlraum implantierbare medizinische vorrichtung |
US7894901B1 (en) | 2006-08-21 | 2011-02-22 | Pacesetter, Inc. | Apparatus and method for assessing cardiac therapy |
US8197494B2 (en) * | 2006-09-08 | 2012-06-12 | Corpak Medsystems, Inc. | Medical device position guidance system with wireless connectivity between a noninvasive device and an invasive device |
US7848793B1 (en) | 2006-09-29 | 2010-12-07 | Pacesetter, Inc. | Monitoring for mitral valve regurgitation |
US20080086177A1 (en) * | 2006-10-09 | 2008-04-10 | Pacesetter, Inc. | System and Related Methods for Monitoring Cardiac Disease Using Pacing Latency Measurements |
US7647104B1 (en) | 2006-10-13 | 2010-01-12 | Pacesetter, Inc. | Ischemia detection using paced depolarization integral and intracardiac electrogram template comparison |
US7894915B1 (en) | 2006-10-27 | 2011-02-22 | Pacesetter, Inc. | Implantable medical device |
US7899537B1 (en) | 2006-10-27 | 2011-03-01 | Pacesetter, Inc. | Pericardial cardioverter defibrillator |
US8209005B1 (en) | 2006-10-31 | 2012-06-26 | Pacesetter, Inc. | System and method for reducing pain in a high-voltage lead impedance check procedure using DC voltage or current in an implantable medical device |
US8016764B1 (en) | 2006-11-08 | 2011-09-13 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for evaluating ventricular dyssynchrony using atrial and ventricular pressure measurements obtained by an implantable medical device |
US8202224B2 (en) * | 2006-11-13 | 2012-06-19 | Pacesetter, Inc. | System and method for calibrating cardiac pressure measurements derived from signals detected by an implantable medical device |
US7917194B1 (en) | 2006-11-15 | 2011-03-29 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for detecting pulmonary edema |
US7778706B1 (en) | 2006-12-13 | 2010-08-17 | Pacesetter, Inc. | Rate adaptive biventricular and cardiac resynchronization therapy |
US7702390B1 (en) | 2006-12-13 | 2010-04-20 | Pacesetter, Inc. | Rate adaptive biventricular and cardiac resynchronization therapy |
US7881787B1 (en) | 2006-12-18 | 2011-02-01 | Pacesetter, Inc. | Capture detection system and method CRT therapy |
US8709631B1 (en) | 2006-12-22 | 2014-04-29 | Pacesetter, Inc. | Bioelectric battery for implantable device applications |
US7988634B1 (en) | 2007-01-10 | 2011-08-02 | Pacesetter, Inc. | Adaptive cancellation of a signal component |
US8388670B1 (en) | 2007-01-16 | 2013-03-05 | Pacesetter, Inc. | Sensor/lead systems for use with implantable medical devices |
US8265739B1 (en) | 2007-01-19 | 2012-09-11 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for distinguishing cardiac ischemia from systemic influences on IEGM morphology using an implantable medical device |
US8155756B2 (en) * | 2007-02-16 | 2012-04-10 | Pacesetter, Inc. | Motion-based optimization for placement of cardiac stimulation electrodes |
US8195292B2 (en) * | 2007-02-16 | 2012-06-05 | Pacestter, Inc. | Cardiac resynchronization therapy optimization using parameter estimation from realtime electrode motion tracking |
US8343059B1 (en) | 2007-02-23 | 2013-01-01 | Pacesetter, Inc. | Identifying left atrial pressure elevation by means of a respiratory component |
US7668593B1 (en) | 2007-03-30 | 2010-02-23 | Pacesetter, Inc. | System and method to accelerate individualized gain adjustment in implantable medical device systems |
US20080287818A1 (en) | 2007-04-19 | 2008-11-20 | Pacesetter, Inc. | Pressure measurement-based ischemia detection |
US7912544B1 (en) | 2007-04-20 | 2011-03-22 | Pacesetter, Inc. | CRT responder model using EGM information |
US7972276B1 (en) | 2007-04-26 | 2011-07-05 | Pacesetter, Inc. | Method for removing posture dependence during evoked response monitoring of HF progression |
US7899536B1 (en) | 2007-05-15 | 2011-03-01 | Pacesetter, Inc. | Morphology discrimination for capture assessment |
US8160700B1 (en) | 2007-05-16 | 2012-04-17 | Pacesetter, Inc. | Adaptive single site and multi-site ventricular pacing |
US8694094B1 (en) | 2007-05-16 | 2014-04-08 | Pacesetter, Inc. | Adaptive single site and multi-site ventricular pacing |
US8825161B1 (en) | 2007-05-17 | 2014-09-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Acoustic transducer for an implantable medical device |
US8301246B2 (en) * | 2007-06-07 | 2012-10-30 | Pacesetter, Inc. | System and method for improving CRT response and identifying potential non-responders to CRT therapy |
US7634318B2 (en) | 2007-06-14 | 2009-12-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multi-element acoustic recharging system |
US7848804B1 (en) | 2007-06-18 | 2010-12-07 | Pacesetter, Inc. | Apparatus and related methods for capacitor reforming |
US8131352B2 (en) * | 2007-06-20 | 2012-03-06 | Neuropace, Inc. | System and method for automatically adjusting detection thresholds in a feedback-controlled neurological event detector |
US8202308B2 (en) * | 2007-06-29 | 2012-06-19 | Matthew D. Smyth | Depth cooling implant system |
US7676266B1 (en) | 2007-07-30 | 2010-03-09 | Pacesetter, Inc. | Monitoring ventricular synchrony |
US7908004B1 (en) | 2007-08-30 | 2011-03-15 | Pacesetter, Inc. | Considering cardiac ischemia in electrode selection |
US8147416B2 (en) | 2007-08-31 | 2012-04-03 | Pacesetter, Inc. | Implantable systemic blood pressure measurement systems and methods |
US8600490B1 (en) | 2007-11-21 | 2013-12-03 | Pacesetter, Inc. | Two-dimensional refractory period |
US8175707B1 (en) | 2007-12-06 | 2012-05-08 | Pacesetter, Inc. | Enhancement of rate responsive IEGM-based AV/PV and VV delay algorithms |
US9415226B1 (en) | 2007-12-20 | 2016-08-16 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus with anodal capture monitoring |
US7974702B1 (en) | 2008-01-10 | 2011-07-05 | Pacesetter, Inc. | Communication device, communication system and communication method for an implantable medical device |
US10080889B2 (en) | 2009-03-19 | 2018-09-25 | Greatbatch Ltd. | Low inductance and low resistance hermetically sealed filtered feedthrough for an AIMD |
US9108066B2 (en) | 2008-03-20 | 2015-08-18 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
US7941217B1 (en) | 2008-03-25 | 2011-05-10 | Pacesetter, Inc. | Techniques for promoting biventricular synchrony and stimulation device efficiency using intentional fusion |
US8150529B2 (en) * | 2008-04-16 | 2012-04-03 | Pacesetter, Inc. | Medical devices and systems having separate power sources for enabling different telemetry systems |
US9320448B2 (en) * | 2008-04-18 | 2016-04-26 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for improved atrial fibrillation (AF) monitoring |
US20090270936A1 (en) * | 2008-04-29 | 2009-10-29 | Pacesetter, Inc. | Implantable medical device with coordinated ventricular overdrive and trigger mode pacing |
US8233980B2 (en) * | 2008-05-07 | 2012-07-31 | Pacesetter, Inc. | System and method for detecting hidden atrial events for use with automatic mode switching within an implantable medical device |
US20090281588A1 (en) * | 2008-05-09 | 2009-11-12 | Pacesetter, Inc. | Determining atrial time periods in conjunction with real-time testing |
US20090299423A1 (en) * | 2008-06-03 | 2009-12-03 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for determining inter-atrial conduction delays using multi-pole left ventricular pacing/sensing leads |
US8019409B2 (en) * | 2008-06-09 | 2011-09-13 | Pacesetter, Inc. | Cardiac resynchronization therapy optimization using electromechanical delay from realtime electrode motion tracking |
US8126550B2 (en) * | 2008-07-22 | 2012-02-28 | Pacesetter, Inc. | Methods and devices involving automatic atrial blanking |
US20100042174A1 (en) * | 2008-08-12 | 2010-02-18 | Pacesetter, Inc. | Selecting pacing site or sites based on cardio-pulmonary information |
US20100042176A1 (en) * | 2008-08-12 | 2010-02-18 | Pacesetter, Inc. | Temporal-based cardiac capture threshold detection |
US8328728B2 (en) | 2008-08-22 | 2012-12-11 | Pacesetter, Inc. | Implantable hemodynamic monitor and methods for use therewith |
US9717914B2 (en) * | 2008-09-16 | 2017-08-01 | Pacesetter, Inc. | Use of cardiohemic vibration for pacing therapies |
US7991472B2 (en) * | 2008-10-08 | 2011-08-02 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for diagnosing an implantable device |
US8126552B2 (en) | 2008-10-21 | 2012-02-28 | Pacesetter, Inc. | Measurement of cardiac information for CRT optimziation in the presence of conduction dysfunction or atrial arrhythmia |
US20100100148A1 (en) * | 2008-10-21 | 2010-04-22 | Pacesetter, Inc. | Capture assessment and optimization of timing for cardiac resynchronization therapy |
US9301698B2 (en) | 2008-10-31 | 2016-04-05 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus to detect ischemia with a pressure sensor |
US9314634B2 (en) * | 2008-11-03 | 2016-04-19 | Pacesetter, Inc. | Initiation tests and guidelines for implementing cardiac therapy |
US8090444B2 (en) * | 2008-11-07 | 2012-01-03 | Pacesetter, Inc. | Optimization of cardiac pacing therapy based on paced propagation delay |
US20100121396A1 (en) * | 2008-11-10 | 2010-05-13 | Pacesetter, Inc. | Enhanced hemodynamics through energy-efficient anodal pacing |
US9522081B2 (en) | 2008-12-02 | 2016-12-20 | University Of Washington | Methods and devices for brain cooling for treatment and/or prevention of epileptic seizures |
US8591562B2 (en) * | 2008-12-02 | 2013-11-26 | University Of Washington | Methods and devices for brain cooling for treatment and prevention of acquired epilepsy |
US8442634B2 (en) * | 2008-12-04 | 2013-05-14 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for controlling ventricular pacing in patients with long inter-atrial conduction delays |
US8150516B2 (en) * | 2008-12-11 | 2012-04-03 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for operating an implantable device for medical procedures |
US8108053B2 (en) * | 2009-02-12 | 2012-01-31 | Pacesetter, Inc. | Small caliber implantable biometric leads and cables for same |
US8010194B2 (en) * | 2009-04-01 | 2011-08-30 | David Muller | Determining site-to-site pacing delay for multi-site anti-tachycardia pacing |
US8126546B2 (en) * | 2009-06-30 | 2012-02-28 | Pacesetter, Inc. | Anodal excitation of tissue |
US20110028801A1 (en) * | 2009-07-29 | 2011-02-03 | Pacesetter, Inc. | Cardiovascular vessel elasticity monitoring |
US20110082350A1 (en) * | 2009-10-05 | 2011-04-07 | Pacesetter, Inc. | Assessing a degree of vascular blockage or risk of ischemia |
US8886319B2 (en) * | 2009-11-12 | 2014-11-11 | Pacesetter, Inc. | MRI signal filtering for implantable medical device |
US9381363B2 (en) * | 2009-12-07 | 2016-07-05 | Pacesetter, Inc. | Optimal pacing configuration via ventricular conduction delays |
US8649865B2 (en) | 2009-12-10 | 2014-02-11 | Pacesetter, Inc. | Method and system for hemodynamic optimization using plethysmography |
US20110144510A1 (en) * | 2009-12-16 | 2011-06-16 | Pacesetter, Inc. | Methods to identify damaged or scarred tissue based on position information and physiological information |
US8903510B2 (en) * | 2010-01-28 | 2014-12-02 | Pacesetter, Inc. | Electrode configurations for leads or catheters to enhance localization using a localization system |
US20110230771A1 (en) * | 2010-03-19 | 2011-09-22 | Pacesetter, Inc. | Heart failure status monitoring |
US8255051B2 (en) | 2010-05-19 | 2012-08-28 | Pacesetter, Inc. | Skin response monitoring for neural and cardiac therapies |
US9089267B2 (en) * | 2010-06-18 | 2015-07-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Methods and apparatus for adjusting neurostimulation intensity using evoked responses |
US8374691B2 (en) | 2011-01-10 | 2013-02-12 | Pacesetter, Inc. | Methods and systems for determining if an arrhythmia initiated in an atrium or a ventricle |
US9457194B2 (en) | 2011-02-21 | 2016-10-04 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Method for fabricating an implantable lead for applying electrical pulses to tissue of a patient and system for fabrication thereof |
US8478403B2 (en) | 2011-02-23 | 2013-07-02 | Pacesetter, Inc. | Implantable systems and methods for use therewith for monitoring and modifying arterial blood pressure without requiring an intravascular pressure transducer |
US11198014B2 (en) | 2011-03-01 | 2021-12-14 | Greatbatch Ltd. | Hermetically sealed filtered feedthrough assembly having a capacitor with an oxide resistant electrical connection to an active implantable medical device housing |
US10350421B2 (en) | 2013-06-30 | 2019-07-16 | Greatbatch Ltd. | Metallurgically bonded gold pocket pad for grounding an EMI filter to a hermetic terminal for an active implantable medical device |
US10596369B2 (en) | 2011-03-01 | 2020-03-24 | Greatbatch Ltd. | Low equivalent series resistance RF filter for an active implantable medical device |
US10272252B2 (en) | 2016-11-08 | 2019-04-30 | Greatbatch Ltd. | Hermetic terminal for an AIMD having a composite brazed conductive lead |
US9931514B2 (en) | 2013-06-30 | 2018-04-03 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
US9427596B2 (en) | 2013-01-16 | 2016-08-30 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
US20130238056A1 (en) | 2012-03-06 | 2013-09-12 | Pacesetter, Inc. | Rf-powered communication for implantable device |
EP2599523B1 (de) | 2011-11-30 | 2016-02-10 | St. Jude Medical AB | Aktivitätsabhängiges Pacing |
US8694099B2 (en) * | 2012-02-17 | 2014-04-08 | Medronic, Inc. | Criteria for optimal electrical resynchronization derived from multipolar leads or multiple electrodes during biventricular pacing |
US9155897B2 (en) | 2012-05-04 | 2015-10-13 | Medtronic, Inc. | Criteria for optimal electrical resynchronization during biventricular pacing |
JP6041569B2 (ja) * | 2012-07-31 | 2016-12-07 | フクダ電子株式会社 | 体外式ペースメーカ装置 |
US8965526B2 (en) | 2012-10-10 | 2015-02-24 | Pacesetter, Inc. | Active rejection of MRI gradient signals in an implantable medical device |
USRE46699E1 (en) | 2013-01-16 | 2018-02-06 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
US9610444B2 (en) | 2013-03-15 | 2017-04-04 | Pacesetter, Inc. | Erythropoeitin production by electrical stimulation |
US9724518B2 (en) * | 2014-11-25 | 2017-08-08 | Medtronic, Inc. | Dynamic patient-specific filtering of an activity signal within a beating heart |
US9907486B2 (en) | 2016-05-20 | 2018-03-06 | Pacesetter, Inc. | Dynamic announcing for creation of wireless communication connections |
US10321292B2 (en) | 2016-05-20 | 2019-06-11 | Pacesetter, Inc. | Dynamic announcing for creation of wireless communication connections |
US10249415B2 (en) | 2017-01-06 | 2019-04-02 | Greatbatch Ltd. | Process for manufacturing a leadless feedthrough for an active implantable medical device |
US10783223B2 (en) | 2017-10-12 | 2020-09-22 | Pacesetter, Inc. | Hybrid signal processing circuit for implantable medical devices and methods |
US10668292B2 (en) | 2018-03-22 | 2020-06-02 | Pacesetter, Inc. | Implantable medical devices, and methods of use therewith, that detect MRI systems with enhanced specificity |
US10905888B2 (en) | 2018-03-22 | 2021-02-02 | Greatbatch Ltd. | Electrical connection for an AIMD EMI filter utilizing an anisotropic conductive layer |
US10912945B2 (en) | 2018-03-22 | 2021-02-09 | Greatbatch Ltd. | Hermetic terminal for an active implantable medical device having a feedthrough capacitor partially overhanging a ferrule for high effective capacitance area |
US11077308B2 (en) | 2018-10-25 | 2021-08-03 | Pacesetter, Inc. | Highly accurate temperature sensors, and calibrations thereof, for use with implantable medical devices |
US11304647B2 (en) | 2018-10-25 | 2022-04-19 | Pacesetter, Inc. | Dynamic control of sensitivity associated with detecting R-waves |
Family Cites Families (21)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US30366A (en) * | 1860-10-09 | Filter | ||
US3659615A (en) * | 1970-06-08 | 1972-05-02 | Carl C Enger | Encapsulated non-permeable piezoelectric powered pacesetter |
USRE30366E (en) | 1970-09-21 | 1980-08-12 | Rasor Associates, Inc. | Organ stimulator |
DK131761C (da) * | 1970-12-22 | 1976-02-09 | Rovsing As Christian | Pacemaker |
ES226859Y (es) * | 1977-03-03 | 1977-11-16 | Marcapasos cardiaco de ritmo controlado por senales de regu-lacion detectadas en las vias yno los receptores nerviosos. | |
US4164944A (en) * | 1977-05-09 | 1979-08-21 | Arco Medical Products Company | Digital means for non-invasively controlling the parameters of an implantable heart pacer |
US4305396A (en) * | 1979-04-16 | 1981-12-15 | Vitatron Medical B.V. | Rate adaptive pacemaker and method of cardiac pacing |
US4481950A (en) * | 1979-04-27 | 1984-11-13 | Medtronic, Inc. | Acoustic signalling apparatus for implantable devices |
US4485813A (en) * | 1981-11-19 | 1984-12-04 | Medtronic, Inc. | Implantable dynamic pressure transducer system |
US4554922A (en) * | 1982-09-30 | 1985-11-26 | Prystowsky Eric N | Method of inhibiting cardiac arrhythmias |
US4554920A (en) * | 1982-11-22 | 1985-11-26 | Intermedics, Inc. | Microprocessor controlled cardiac pacemaker and method for avoiding pacer sustained tachycardia |
US4554921A (en) * | 1983-02-11 | 1985-11-26 | Vitafin N.V. | Dual chamber pacemaker with automatic high rate limit mode determination |
US4545380A (en) * | 1984-04-16 | 1985-10-08 | Cordis Corporation | Method and apparatus for setting and changing parameters or functions of an implanted device |
US4566456A (en) * | 1984-10-18 | 1986-01-28 | Cordis Corporation | Apparatus and method for adjusting heart/pacer rate relative to right ventricular systolic pressure to obtain a required cardiac output |
US4686988A (en) * | 1984-10-19 | 1987-08-18 | Sholder Jason A | Pacemaker system and method for measuring and monitoring cardiac activity and for determining and maintaining capture |
US4803987A (en) * | 1986-06-11 | 1989-02-14 | Intermedics, Inc. | Temperature responsive controller for cardiac pacer |
US4790318A (en) * | 1986-06-16 | 1988-12-13 | Siemens Aktiengesellschaft | Cardiac pacer for pacing a human heart |
CA1326553C (en) * | 1987-06-30 | 1994-01-25 | Harry Louis Platt | Combined pacemaker parameter and vital sign monitor |
US4773401A (en) * | 1987-08-21 | 1988-09-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Physiologic control of pacemaker rate using pre-ejection interval as the controlling parameter |
EP0321764A1 (de) * | 1987-12-23 | 1989-06-28 | Siemens-Elema AB | Verfahren und Mittel zur Ermittlung von Ereignissen in einem Signal |
US4856522A (en) * | 1988-01-29 | 1989-08-15 | Telectronics N.V. | Rate-responsive, distributed-rate pacemaker |
-
1989
- 1989-01-25 US US07/301,934 patent/US4940052A/en not_active Expired - Lifetime
-
1990
- 1990-01-23 DE DE69029463T patent/DE69029463T2/de not_active Revoked
- 1990-01-23 JP JP2503416A patent/JPH03503502A/ja active Pending
- 1990-01-23 WO PCT/US1990/000431 patent/WO1990008569A1/en not_active Application Discontinuation
- 1990-01-23 AU AU50846/90A patent/AU617275B2/en not_active Ceased
- 1990-01-23 EP EP90903283A patent/EP0431083B1/de not_active Revoked
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
EP0431083A4 (en) | 1993-01-13 |
EP0431083B1 (de) | 1996-12-18 |
EP0431083A1 (de) | 1991-06-12 |
AU617275B2 (en) | 1991-11-21 |
WO1990008569A1 (en) | 1990-08-09 |
JPH03503502A (ja) | 1991-08-08 |
DE69029463D1 (de) | 1997-01-30 |
US4940052A (en) | 1990-07-10 |
AU5084690A (en) | 1990-08-24 |
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