DE69633158T2

DE69633158T2 - Vorrichtung zur abgabe von antiarrhythmischen schocks mit ausgeglichener ladung

Info

Publication number: DE69633158T2
Application number: DE69633158T
Authority: DE
Inventors: Gabriel Mouchawar
Original assignee: Pacesetter Inc
Current assignee: Pacesetter Inc
Priority date: 1995-02-02
Filing date: 1996-01-26
Publication date: 2005-09-29
Anticipated expiration: 2016-01-27
Also published as: EP0757578A4; DE69633158D1; EP0757578B1; WO1996023546A1; EP0757578A1; US5601608A; JPH09511432A

Description

Die Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zur Abgabe von Herzversions- und Defibrillationsschocks in das Herz eines Patienten, und im spezielleren, auf eine Vorrichtung zur Abgabe ladungsausgeglichener Schocks (Wellenformen) an das Herz.
Herzstimulationsvorrichtungen wie z. B. Herzschrittmacher und Herzkonverter-Defibrillatoren, sind gut bekannt. Typischerweise beinhalten Herzstimulationsvorrichtungen eine Sensorschaltung zur Anzeige der verschiedenen Herzschlagssignale, die durch ein Patientenherz erzeugt werden. Herzstimulationsvorrichtungen mit Sensorschaltung können die Herzschlagssignale des Patienten analysieren, um zu bestimmen, wann und zu welchem Energieniveau irgendein elektrischer Puls an das Herz abgegeben werden sollte.
Einige Herzstimulationsvorrichtungen können bestimmen, ob der Patient an einer Herzrhythmusstörung, wie z. B. einer Episode eines Herzrasens, oder an einem Flimmerereignis leidet. Wenn eine Herzrhythmusstörung erkannt ist, kann eine Herzstimulationsvorrichtung versuchen, die Herzrhythmusstörung durch die Abgabe eines elektrischen Pulses an das Patientenherz zu beenden. Diese Pulse können in Form eines Hochenergieherzversions- oder Defibrillationsschocks ausgelöst werden. Herzversionspulse haben Energien in dem Bereich von ungefähr 2 bis 5 J. Typischerweise haben Defibrillationsschocks Energien in dem Bereich von ungefähr 30 bis 40 J.
Schocks werden an das Patientenherz über Leitungen und Elektroden abgegeben. Es ist gut bekannt, dass, wenn Strom durch eine in einem Elektrolyt, wie z. B. einer interstitiellen Lösung oder Blut eingetauchten Elektrode hindurchfließt, die Elektrode-/Elektrolytoberfläche polarisiert. Die Schock induzierte Polarisation erzeugt einen Spannungsanstieg, der die Herzschlagsignale des Patienten undeutlich machen kann. Dieser Effekt, der im allgemeinen als "Post-Schockblockierung" bekannt ist, ist in Systemen höchst dramatisch, in welchen die zur Abgabe des Schocks verwendeten Elektroden direkt neben oder die gleichen wie die Elektroden sind, die verwendet werden, um die Herzschlagssignale abzutasten.
Als ein Ergebnis der Post-Schockblockierung, jedes Mal, wenn ein Herzversions- oder Defibrillationsschock an das Herz abgegeben wird, wird es für die Sensorschaltung unmöglich, die Herzschlagssignale bis zum blockierenden Spannungsabfall zu erkennen. Während der 5 bis 30 Sekunden-Periode vor dem Schock induzierten Spannungsabfall ist die Herzstimulationsvorrichtung nicht in der Lage, die Verfassung des Patienten anzuzeigen. Die Herz stimulationsvorrichtung ist daher nicht in der Lage, zu bestimmen, ob oder ob nicht der Schock, der gerade abgegeben wurde, erfolgreich war, die Herzrhythmusstörung zu beenden. Ein Versagen des erfolgreichen Beendens eines Herzrasens oder eines Flimmern könnte benötigen, dass eine aggressivere Therapie in einem weiteren Versuch angewendet wird, die Herzrhythmusstörung zu beenden. Unglücklicherweise, infolge der Post-Schockblockierung ist es nicht möglich, den entsprechenden Aktionskurs bis zur durch den Schockabfall induzierten Polarisationsspannung zu bestimmen.
Was hierfür gebraucht wird, ist ein Weg, um die Effekte der Post-Schockblockierung zu reduzieren.
US-A-5,184,616 offenbart einen Herzstimulator, der so gestaltet ist, um antiarrhythmische Schocks an das Herz abzugeben. Die Vorrichtung ist so gestaltet, um einen positiven und einen negativen Schock in solch einem Weg abzugeben, dass der Zeit-integrierte Strom der positiven und negativen Phasen gleich sind.
Entsprechend der Erfindung ist hier eine Vorrichtung zur Abgabe eines antiarrhythmischen Schocks an das Herz des Patienten vorgesehen, die die Merkmale wie in Anspruch 1 definiert umfasst.
Die Erfindung erstreckt sich auch auf eine Herzstimulationsvorrichtung zur Abgabe eines antiarrhythmischen Schocks an das Herz eines Patienten, umfassend eine Batterie, einen Kondensator und Mittel zum Laden des Kondensators mittels Batterie, wenn es gewünscht wird, den antiarrhythmischen Schock an das Herz abzugeben, gekennzeichnet durch eine solche Vorrichtung.
Wenn herkömmliche Herzversions- und Defibrillationsschocks an das Herz abgegeben werden, um die arrhythmischen Episoden zu beenden, werden die zur Abgabe solch eines Schocks verwendete(r) Elektrode/Elektrolyt polarisiert. Die polarisierten Schnittstellen erzeugen einen Effekt, bekannt als Post-Schockblockierung, welche die Herzschlagssignale von dem zur Anzeige dieser Signale verwendeten Sensorschaltung undeutlich machen. Die Summe der Zeit-integrierten Ströme der positiven Phasen des Schocks sind gleich zu der Summe der Zeit-integrierten Ströme der negativen Phasen des Schocks. Als ein Ergebnis ist die an die Elektroden-/Elektrolyt-Schnittstelle während der positiven Phase gelieferten Ladung durch die während der negativen Phasen entfernten Ladung ausgeglichen. Schocks dieser Art polarisieren die Schnittstellen als herkömmliche Schocks nicht, folglich werden die Effekte der Post-Schockblockierung signifikant reduziert.
Zwei im spezielleren geeignete ladungsausgeglichene Schockwellenformen sind die biphasische Schockwellenform und die triphasische Schockwellenform. Die biphasische ladungsausgeglichene Schockwellenform hat eine einzelne positive Schockphase und eine einzelne negative Schockphase. Der Zeit-integrierte Strom der positiven Schockphase ist gleich dem Zeit-integrierten Strom der negativen Schockphase. Wenn die ladungsausgeglichene biphasische Schockwellenform an das Patientenherz abgegeben wird, um eine Herzrhythmusstörung zu beenden, ist die Sensorelektrode-/Elektrolyt-Schnittstelle weniger polarisiert, als wenn eine herkömmliche Schockwellenform verwendet wird, hierbei die Effekte der Post-Schockblockierung reduzierend.
Eine geeignete dreiphasische ladungsausgeglichene Schockwellenform hat entweder zwei positive Schockphasen und eine einzelne negative Schockphase oder zwei negative Phasen und eine einzelne positive Phase. Die Summe der Zeit-integrierten Ströme der zwei Phasen ist gleich zu dem Zeit-integrierten Strom der Schockphase mit der entgegengesetzten Polarität. Wenn die ladungsausgeglichene triphasische Schockwellenform an das Herz des Patienten abgegeben wird, um eine Herzrhythmusstörung zu beenden, ist die Sensorelektrode-/Elektrolyt-Schnittstelle weniger polarisiert, als mit einem herkömmlichen Schock, so dass die Effekte der Post-Schockblockierung signifikant reduziert werden. Die Defibrillationswirksamkeit der biphasischen und im spezielleren der triphasischen, ladungsausgeglichenen Schocks ist vergleichbar oder überlegen mit der der herkömmlichen Schocks.
Ladungsausgeglichene Schocks können an das Herz des Patienten unter Verwendung irgendeiner geeigneten Leitungsanordnung abgegeben werden. Zum Beispiel, kann eine bipolare oder eine tripolare Leitung verwendet werden. Ein geeigneter Speicherkondensator innerhalb einer Herzstimulationsvorrichtung wird geladen, wenn es erwünscht ist, um einen ladungsausgeglichenen Schock abzugeben. Eine Schaltschaltung wird verwendet, um abwechselnd die positiven und negativen Schockphasen an das Herz durch die Entladung des Kondensators durch das Blut und das Herzgewebe des Patienten abzugeben. Die Steuerschaltung stellt sicher, dass die Dauer der positiven und negativen Schockphasen derart sind, dass die Gesamtgröße des Zeit-integrierten Stromes der positiven Phasen gleich mit dem der negativen Phasen.
Die obigen und anderen Vorteile der Erfindung werden unter Berücksichtigung der folgenden detaillierten Beschreibung ersichtlich, in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen genommen, in welchen sich ähnliche Bezugszeichen durchweg auf ähnliche Teile beziehen, und in welchen:
1 eine perspektivische Ansicht einer bipolaren Leitungsanordnung ist, die mit einer Herzstimulationsvorrichtung verbunden ist;
2 ein schematisches Diagramm ist, welches die effektive Schaltung der Buchsen-, der Spiralen- und der Spitzenelektrode der 1 in Verbindung mit dem Blut und dem Herzgewebe darstellt;
3 eine perspektivische Ansicht der tripolaren Leitungsanordnung ist, die mit der Herzstimulationsvorrichtung verbunden ist;
4 ein vereinfachtes schematisches Diagramm der experimentellen Anordnung ist, die verwendet wird, um die Größe der Post-Schockblockierungseffekte für verschiedene Schockwellenformen zu bestimmen;
5 eine herkömmliche monophasische Schockwellenform ist;
6 eine duale Funktionskurve ist, welche die Effekte der Post-Schockblockierung zeigt, welche dem Einsatz des herkömmlichen monophasischen Schocks der 5 folgt;
7 eine herkömmliche Gleich-Phasendauer-biphasische Schockwellenform ist;
8 eine duale Funktionskurve ist, die die Effekte der Post-Schockblockierung zeigt, welche dem Einsatz des herkömmlichen Gleich-Phasen-biphasischen Schocks von 7 folgt;
9 eine darstellende biphasische ladungsausgleichende Schockwellenform ist;
10 eine duale Funktionskurve ist, die die Effekte der Post-Schockblockierung zeigt, welche dem Einsatz des biphasischen ladungsausgeglichenen Schocks von 9 folgt;
11 eine darstellende triphasische ladungsausgeglichene Schockwellenform ist;
12 eine duale Funktionskurve ist, die die Effekte der Post-Schockblockierung zeigt, welche dem Einsatz des triphasischen ladungsausgeglichenen Schocks von 11 folgt;
13 eine darstellende Herzstimulationsvorrichtung ist, mit welcher die ladungsausgeglichenen antiarrhythmischen Schocks an das Herz abgegeben werden können; und
14 ein Flussdiagramm ist, welches einen darstellenden Prozess zur Abgabe der positiven und negativen Phasen des ladungsausgeglichenen Schocks an das Herz darstellt.
Herzstimulationsvorrichtungen, wie z. B. Herzschrittmacher und Herzkonverter-Defibrillatoren, sind gut bekannt. Eine Vielfalt von Vorrichtungen sind derzeit erhältlich, welche elektrische Pulse an das Patientenherz abgeben, um einen gesunden Herzrhythmus zu erhalten. Einige Herzstimulationsvorrichtungen geben einfach Schrittmacheranregungspulse an das Patientenherz in regelmäßigen vorherbestimmten Intervallen ab. Weitaus typischer, beinhalten Herzstimulationsvorrichtungen Sensorschaltkreise zur Anzeige der verschiedenen Herzschlagssignale, die durch ein Patientenherz erzeugt werden. Herzstimulationsvorrichtungen mit Sensorschaltkreisen können die Herzschlagssignale des Patienten analysieren, um zu bestimmen, wann und mit welchem Energieniveau irgendwelche elektrischen Pulse an das Herz abgegeben werden sollten.
Einige Herzstimulationsvorrichtungen können bestimmen, ob der Patient an einer Herzrhythmusstörung, wie z. B. einer Episode eines Herzrasens (ein Zustand, in welchem das Herz zu schnell schlägt) oder an einem Flimmervorfall (ein Zustand, in welchem das Herz chaotisch zittert), leidet. Wenn eine Herzrhythmusstörung erkannt ist, können entsprechende korrektive Therapien an das Herz abgegeben werden. Einige Herzstimulationsvorrichtungen versuchen es, Herzrasen-Episoden durch die Abgabe eines Ladungsimpulses eines ziemlich schwachen elektrischen Pulses an das Patientenherz zu beenden. Andere Herzstimulationsvorrichtungen können Hochenergie-Schocks an das Herz abgeben. Zum Beispiel, einige Vorrichtungen beinhalten Herzversionsschaltkreise, welche es individuellen Pulsen erlauben, Energien in dem Bereich von ungefähr 2 bis 5 J zu haben, um an das Herz abgegeben zu werden, um eine Herzrhythmusstörung zu beenden. Herzstimulationsvorrichtungen mit Defibrillationsfähigkeiten können noch höhere Energiepulse abgeben, um Herzflimmern zu beenden. Typische Difibrillationsschocks haben Energien in dem Bereich von ungefähr 30 bis 40 J.
Schocks werden an das Patientenherz unter Verwendungen von Leitungen, die verschiedene Elektroden beinhalten, abgegeben. Es ist gut bekannt, dass, wenn Strom (z. B. Defibrillationsschock) durch eine in einen Elektrolyten, wie z. B. eine interstitielle Lösung oder Blut, eingebettete Elektrode hindurchfließt, die Elektroden-/Elektrolyt-Schnittstelle polarisieren (d. h., sie wird ein Potential beibehalten, nachdem der Stromfluss stoppt). Die Schock-induzierte Polarisation erzeugt einen Spannungsanstieg, welcher die Herzschlagsignale des Patienten undeutlich machen kann. Dieser Effekt, der im allgemeinen als "Post-Schockblockierung" bekannt ist, ist in Systemen dramatischer, in welchen die zur Abgabe des Schocks verwendeten Elektroden neben den zur Abtastung des Herzschlagsignals verwendete Elektroden sind.
Als ein Ergebnis der Post-Schockblockierung, wann immer ein Herzversions- oder Defibrillationsschock an das Herz abgegeben wird, wird es für die Sensorschaltung unmöglich, die Herzschlagsignale zu erkennen, bis die Blockierungsspannung abklingt. Jedoch können ungefähr 5 bis 30 Sekunden vergehen, bevor die durch den Schock induzierte Spannung genügend abklingt, um es der Sensorschaltung zu erlauben, die Herzschlagssignale des Patienten zu erkennen. Während dieser Periode ist die Herzstimulationsvorrichtung nicht in der Lage, die Verfassung des Patienten anzuzeigen. Die Herzstimulationsvorrichtung ist daher nicht in der Lage, zu bestimmen, ob oder ob nicht der Schock, welcher gerade abgegeben wurde, erfolgreich bei der Beendigung der Herzrhythmusstörung war.
Eine erfolgreiche Beendigung des Herzrasens oder der Flimmerepisode könnte es benötigen, dass keine Schrittmacheranregungspulse angelegt werden, oder könnte es benötigen, dass Schrittmacheranregungspulse nur angelegt werden, wenn das Patientenherz nicht selbst schlägt. Ein Versagen, um ein Herzrasen oder ein Flimmern erfolgreich zu beenden, könnte es benötigen, dass eine aggressivere Therapie in einem weiteren Versuch angewendet wird, um die Herzrhythmusstörung zu beenden. Aber aufgrund von Post-Schockblockierung ist es nicht möglich, den entsprechenden Aktionskurs zu bestimmen, bis die durch den Schock induzierte Polarisationsspannung abklingt.
Ein Lösungsansatz zum Herabsetzen der Effekte der Post-Schockblockierung ist, die zur Abgabe von Herzversions- und Defibrillationsschocks verwendeten ("die Schockelektroden") Elektroden an einer Position entfernt von den Elektroden anzuordnen, die verwendet werden, um die Herzschlagsignale ("die Abtastelektroden") abzutasten. Obwohl dies theoretisch möglich ist, wird in der Praxis oftmals eine kompaktere Leitungsanordnung bevorzugt, die zumindest eine der Schockelektroden auf der gleichen Leitung wie eine Sensorelektrode hat. Zwei im allgemeinen verwendete Leitungsanordnungen sind die bipolare Leitung und die tripolare Leitung.
Eine typische bipolare Leitung 20 ist in 1 gezeigt. Die bipolare Leitung 20 hat zwei Elektroden: eine Spitzenelektrode 22 und eine Spiralenelektrode 24. Die bipolare Leitung 20 ist mit einer Herzstimulationsvorrichtung 28 verbunden. Die Herzstimulationsvorrichtung 28 beinhaltet die Schaltung zur Anzeige der Herzschlagssignale des Patienten und zur Abgabe hoher Energiepulse an das Herz als Reaktion auf die erkannten Rhythmusstörungen. Die Herzstimulationsvorrichtung 28 ist typischerweise auch in der Lage, Schrittmacheranregungspulse an das Herz vorzusehen, wenn erforderlich.
In Betrieb, ist die bipolare Leitung 20 chirurgisch in ein Patientenherz implantiert (z. B. in der rechten Herzkammer des Patienten). Die Spitzenelektrode 22 ist typischerweise in der Lage, an der Herzwand befestigt zu sein. Zum Beispiel, kann die Spitzenelektrode 22 Zacken 26 haben, welche die Spitze an der Stelle halten, oder die Spitzenelektrode 22 kann einen Abschnitt haben, welcher es erlaubt, an der Stelle geschraubt zu sein. Die Herzschlagssignale des Patienten werden durch Messung der Spannung zwischen der Spitzenelektrode 22 und einer Spiralenelektrode 24 unter Verwendung der Sensorschaltung, die innerhalb der Herzstimulationsvorrichtung 28 beinhaltet ist, angezeigt. Folglich, sind die Sensorelektroden in einer bipolaren Leitung die Spitzenelektrode 22 und die Spiralelektrode 24.
Wenn die Herzstimulationsvorrichtung 28 eine Schrittmacheranregungsfähigkeit hat, können Schrittmacheranregungspulse an das Herz über die Spitzenelektrode 22 und die Spiralelektrode 24 zugeführt werden. Da die Spiralelektrode sehr viel größer ist als die Spitzenelektrode 22, ist die Stromdichte nahe der Spitzenelektrode 22 am größten, so dass das meiste der elektrischen Stimulation des Schrittmacheranregungspulses an das Herz in der Nähe der Spitzenelektrode 22 abgegeben wird. In dieser Anordnung ist die Spiralelektrode 24 bekannt als die neutrale Elektrode für die Schrittmacheranregung und die Abtastung.
Hochenergie-antiarrhythmische Schocks werden unter Verwendung der Spiralelektrode 24 und einer Buchsenelektrode 30 (das metallische Gehäuse der Herzstimulationsvorrichtung 28) abgegeben. Folglich, für eine typische bipolare Leitungsanordnung, sind die zwei Schockelektroden durch die Spiralenelektrode 24 (auch die neutrale Schrittmacheranregungs- und Abtast-Elektrode) und die Buchsenelektrode 30 ausgebildet. Da die Buchsenelektrode 30 sehr viel größer ist als die Spiralenelektrode 24, ist die Buchse 30 die neutrale Schockelektrode.
Wenn die bipolare Leitungskonfiguration der 1 verwendet wird, polarisieren die mit der Spiralelektrode 24 und der Buchsenelektrode 30 angelegten Schocks die Elektroden-/Elektrolyt-Schnittstellen von diesen zwei Elektroden. Die äquivalente Schaltung der Anordnung von 1 ist in 2 gezeigt. Wie es gut bekannt ist, können in einer Herzstimulationsvorrichtung die Schnittstelle zwischen dem Blut und dem Herzgewebe des Patienten und jeder Elektrode als ein Kondensator (der Warburg-Kondensator) in Serie mit einem Widerstand (der Warburg-Widerstand) entworfen werden, beide von denen sind parallel mit einem Widerstand, bekannt als der Faradic-Widerstand. Wie in 2 gezeigt, für die Leitungskonfiguration von 1, sind der Warburg-Kondensator der Buchse 30, der Spirale 24 und der Spitze 22 C_BUCHSE, C_SPIRALE und C_SPITZE. Die Warburg-Widerstände für das 1 – System sind R_W(BUCHSE), R_W(SPIRALE) und R_W(SPITZE) und die Faradic-Widerstände sind R_F(BUCHSE) R_F(SPIRALE) und R_F(SPITZE). Die Spannungen V_BUCHSE, V_SPIRALE und V_SPITZE sind die Halbzellenpotentiale, welche sich zwischen den entsprechenden Elektroden und dem umgebenden Blut und den Herzgeweben entwickeln. Die Widerstände R₁, R₂ und R₃ stellen den Massewiderstand des Bluts und des Herzgewebes zwischen den Elektroden dar.
Wenn ein Schock zwischen der Buchsenelektrode 30 und der Spiralelektrode 24 (1) abgegeben wird, werden die Kondensatoren C_BUCHSE, C_SPIRALE durch den Strom aufgeladen, der zwischen diesen Elektroden durch das Blut und das Herzgewebe hindurchfließt. Der Kondensator C_SPITZE wird durch den Leckagestrom in der Sensorschaltung infolge des Defibrillationsschocks geladen. Darstellende Leckagestrompfade zwischen der BUCHSE, der SPIRALE und der SPITZE, welche durch C_SPITZE, P₁ und P₂ hindurchfließen, sind in 2 gezeigt. Leckageelemente P₁ und P₂ sind parasitische Pfadwege innerhalb der Elektroniken der Vorrichtung und können widerstandsfähige, kapazitive und/oder nicht-lineare Elemente sein, wie z. B. Zener-Dioden, die verwendet werden, um die Sensorelektronik gegen vorübergehende hohe Spannungen zu schützen. Die Spannungen auf den Kondensator C_SPIRALE und C_SPITZE verursachen den Post-Schockblockierungseffekt. Die verschiedenen Kondensatoren und Widerstände von 2 schwanken kontinuierlich, so ist es nicht möglich, zu bestimmen, was die auf dem Kondensator induzierte Spannungen sein werden, wenn ein gegebener Schock an das Herz abgegeben wird. Als ein Ergebnis, wenn die Sensorschaltung in der Herzstimulationsvorrichtung 28 (1) versucht, den Herzschlag des Patienten durch die Messung der Spannungsdifferenz zwischen der SPITZE und der SPIRALE anzuzeigen, macht die Spannungsdifferenz auf C_SPIRALE und C_SPITZE die Herzschlagsignale undeutlich. Obwohl sich die Kondensatoren C_BUCHSE, C_SPIRALE und C_SPITZE eventuell durch die verschiedenen Widerstände entladen, bis sich die Kondensatoren genügend entladen, um die Spannungen auf den Kondensatoren unterhalb des Niveaus des Herzschlagsignals des Patienten zu reduzieren, ist die Herzstimulationsvorrichtung 28 (1) nicht in der Lage, die Verfassung des Patienten anzuzeigen.
Die Effekte der Post-Schockblockierung sind etwas weniger schwer, wenn eine tripolare eher als eine bipolare Leitungsanordnung verwendet wird. Wie in 3 gezeigt, kann eine tripolare Leitung 32 mit einer Herzstimulationsvorrichtung 34 verbunden sein, in bei weitem dem gleichen Weg als eine bipolare Leitung. Im Gegensatz zu der bipolaren Anordnung, jedoch ist hier keine gewöhnliche Abtast- und Schockelektrode. Die Abtastung (und Schrittmacheranregung) wird zwischen der Spitzenelektrode 36 und einer Ringelektrode 38 ausgeführt, welche die neutrale Elektrode zur Schrittmacheranregung und Abtastung ist. Schocks werden mit einer Spiralelektrode 40 und einer Buchsenelektrode 42 abgegeben. Die Buchsenelektrode 42 ist die neutrale Schockelektrode.
Wenn ein Defibrillationsschock an das Herz des Patienten unter Verwendung der tripolaren Leitungskonfiguration von 3 abgegeben wird, fließt Strom primär zwischen der Spiralelektrode 40 und der Buchsenelektrode 42. Als ein Ergebnis werden die mit der Spira lelektrode 40 und der Buchsenelektrode 42 verbundenen Kondensatoren geladen und die Elektroden-/Elektrolyt-Schnittstelle polarisiert. Jedoch, da die Abtastung Platz zwischen der Spitzenelektrode 36 und der Ringelektrode 38 braucht, welche bis zu einem gewissen Grad von der Spiralelektrode 40 und der Buchsenelektrode 42 isoliert sind, ist der Post-Schockblockierungseffekt nicht so extrem, als wenn eine bipolare Leitungsanordnung verwendet wird. Trotzdem ist der Post-Schockblockierungseffekt nicht eliminiert, da Leckageströme innerhalb der elektronischen Schaltungen der Vorrichtung dennoch die mit der Spitzenelektrode 36 und der Ringelektrode 38 verbundenen Kondensatoren laden werden.
Darüber hinaus sind tripolare Leitungen im allgemeinen nicht so attraktiv wie bipolare Leitungen zur Abgabe von Herzversions- und Defibrillationsschocks. Tripolare Leitungen sind in dieser Hinsicht minderwertiger als bipolare Leitungen, da, um die Anwesenheit der Ringelektroden zu berücksichtigen, die Schockspiralen in tripolaren Leitungen kürzer sind als jene in bipolaren Leitungen und kürzere Spiralen, ist festgestellt worden, dass sie die Wirksamkeit reduzieren, mit welcher die Spiralelektrode Schocks an das Herz abgibt. Der weiteste Abstand entlang den Leitungen, um welchen sich die Spiralelektroden in beiden Arten von Leitungen erstrecken, ist durch die Größe der Herzkammer begrenzt, in welcher die Leitungen platziert sind. Jedoch müssen die Spiralelektroden in tripolaren Leitungen die Ringelektrode 38 aufnehmen. Folglich, kann sich die Spiralelektrode 40 in der tripolaren Leitung 32 (3) nicht so weit entlang der Leitung in Richtung der Spitzenelektrode 36 (3) erstrecken, wie sich die Spiralelektrode 24 (2) in Richtung der Spitze 22 (2) erstrecken kann. Darüber hinaus ist die Konstruktion der tripolaren Leitung komplexer, infolge der Anwesenheit einer extra Elektrode und des entsprechenden Leiters und der Verbindungen zu diesen in dem Leitungskörper. Zusätzlich haben tripolare Leitungen einen größeren Leitungsdurchmesser und einen steiferen Leitungskörper als bipolare Leitungen, infolge der Anwesenheit des extra Leiters und des Isoliermaterials.
Folglich, wäre es für alle Leitungssysteme wünschenswert, in der Lage zu sein, die Effekte von Post-Schockblockierungen zu reduzieren. Die Reduzierung der Effekte der Post-Schockblockierung würde es Herzstimulationsvorrichtungen erlauben, Herzschlagssignale eines Patienten anzuzeigen, ohne durch die während der Abgabe von herkömmlichen Herzversions- und Defibrillationsschocks induzierte Blockierungsspannungen undeutlich gemacht zu werden. Entsprechend der vorliegenden Erfindung ist es bestimmt worden, dass die Effekte von Post-Schockblockierung signifikant reduziert werden können, wenn die Schocks, die an das Herz abgegeben werden, ladungsausgeglichen sind (d. h., beinhalten keine Netz-DC- Komponenten). Der in 4 schematisch gezeigte experimentelle Aufbau wurde verwendet, um zu bestätigen, dass Schocks dieser Art die Effekte der Post-Schockblockierung signifikant reduzieren. Ein Behälter 44 einer normalen Kochsalzlösung wurde verwendet, um das Blut und das Herzgewebe des Patienten darzustellen. Einzelne 1-Volt-Spitzen-Sinuskurvenzyklen von 10 ms Dauer wurden in einer Wiederholungsrate von 2 Pulsen pro Sekunde durch die Spannungsquelle 46 erzeugt. Die durch die Sinuskurvenzyklen erzeugten Signale in der Kochsalzlösung sind vergleichbar mit dem normalen Herzschlagssignalen, die in dem Herzen auftreten. Die Signale in der Kochsalzlösung wurden unter Verwendung einer Spitzenelektrode 48 und einer Spiralelektrode 50 einer Leitung 52 angezeigt.
Die Spannung zwischen der Spitzenelektrode 48 und der Spiralelektrode 50 wurde unter Verwendung der Sensorschaltung 54 gemessen. Die gemessene Spannung wurde an eine Verarbeitungseinheit 58 geliefert. Wenn es erwünscht war, die Effekte der Post-Schockblockierung zu simulieren, wurde ein Hochenergiepuls von der Pulsgeneratorschaltung 54 an die Kochsalzlösung über eine Metallplattenelektrode 56 und der Spiralelektrode 50 geliefert.
In einer Herzstimulationsvorrichtung sind Schrittmacheranregungspulse typischerweise an das Herz durch einen Blockierungskondensator abgegeben, welcher unerwünschte DC-Ströme herausfiltert. Da Schrittmacheranregungspulse typischerweise Größen in der Ordnung von einigen Volt haben, ist es möglich, Schrittmacheranregungspulse direkt von der Herzstimulationsvorrichtungsbatterie unter Verwendung der digitalen Schaltkreise zu erzeugen. Um Kardioversions- und Defibrillationsschocks zu generieren, ist es jedoch notwendig, signifikant höhere Spannungen (z. B. 500 bis 1000 Volt) zu produzieren. Um Schocks mit Spannungen von dieser Größe zu erzeugen, beinhalten Herzstimulationsvorrichtungen einen Speicherkondensator, welcher durch die Batterie geladen wird, wenn es erwünscht ist, um einen Schock abzugeben. Erst einmal wird der Speicherkondensator auf das entsprechende Niveau geladen, die Schaltkreise innerhalb der Herzstimulationsvorrichtung werden verwendet, um den durch die Schockelektroden mit dem Herz verbundenen Kondensator zu entladen.
Eine im allgemeinen verwendete Herzversions- und Defibrillationsschock-Wellenform ist der monophasische Schock. Eine typische monophasische Schockwellenform ist in 5 gezeigt. Der monophasische Schock von 5 weist einen exponentiellen Abfall auf. Die Zeitkonstante des Abfalls ist gleich zu dem Produkt der Kapazität des Speicherkondensators, der verwendet wird, um den Schock und den Widerstand des Bluts und des Herzgewebes zu erzeugen, durch welchen der Kondensator entladen wird.
Der monophasische Schock von 5 wurde an die Kochsalzlösung unter Verwen dung des Aufbaus von 4 abgegeben. Die resultierende Spannung, die zwischen der Spitzenelektrode 48 und der Spiralelektrode 54 gemessen wurde, ist in der oberen Zeichnung von 6 gezeigt. Wann immer die Verarbeitungseinheit 58 bestimmte, dass die Spannung zwischen der Spitzenelektrode 48 und der Spiralelektrode 50 einen vorherbestimmten Schwellenwert überschreitet, bestätigte die Verarbeitungseinheit 58, dass ein Herzschlagsignal erkannt wurde. Vergleichbare Algorithmen werden in typischen Herzstimulationsvorrichtungen verwendet, um zu bestimmen, ob oder ob nicht die gemessenen Signale mit den Herzereignissen übereinstimmen.
Wie in der oberen Zeichnung von 6 gezeigt, während der Periode von T0 bis T1, ist die Spitzengröße der gemessenen Herzschlagssignale, wie z. B. ein dargestelltes Herzschlagsignal 60, ungefähr 3,5 Einheiten. Die untere Zeichnung in 6 zeigt wie jedes dieser Herzschlagssignale erfolgreich erkannt wurde. Zur Zeit T1 wurde der monophasische Schock von 5 an die Kochsalzlösung mit der Spiralelektrode 50 und der Plattenelektrode 56 (4) abgegeben. Die nachfolgenden gemessenen Signale zwischen der Spitzenelektrode 48 und der Spiralelektrode 50, wie z. B. die darstellenden Herzschlagssignale 62, haben eine reduzierte Größe (von ungefähr 2 bis 2,5 Einheiten), und werden dafür durch die Verarbeitungsschaltung 58 nicht erkannt, wie in der unteren Zeichnung von 6 gezeigt. Obwohl ein Herzschlagssignal erfolgreich zur Zeit T2 (9 Sekunden nach dem der Schock abgegeben wurde) erkannt wird, besteht eine beträchtliche ungenügende Abtastung des Herzschlagssignals, lang nachdem der Schock abgegeben wurde. Zum Beispiel, bei T3, gut über 30 Sekunden nachdem der Schock abgegeben wurde, wurde ein Herzschlagsignal nicht korrekt erkannt.
Gleiche Ergebnisse werden erhalten, wenn der herkömmliche biphasische Schock gleicher Phasendauer von 7 abgegeben wurde. Wie in 8 gezeigt, nachdem der biphasische Schock von 7 zur Zeit T1 abgegeben wurde, wurden die Herzschlagssignale signifikant ungenügend für zumindest 30 Sekunden infolge der Effekte der Post-Schockblockierung abgetastet. Folglich, wie in den 6 und 8 gezeigt, erzeugen herkömmliche monophasische und biphasische Schocks substantielle Post-Schockblockierungseffekte, welche die Fähigkeit der Verarbeitungseinheit 58 stören, um die Herzschlagsignale zu erkennen.
Im Gegensatz, wenn ladungsausgeglichene Schocks verwendet werden, werden die Effekte der Post-Schockblockierung substantiell reduziert. Eine biphasische ladungsausgeglichene Schockwellenform, geeignet zur Verwendung als ein Herzversions- oder Defibrillations-schock, ist in 9 gezeigt. Der Schock von 9 wird ein "ladungsausgeglichener" Schock genannt, da der an das Herz während der positiven Phase des Schocks (t = 0 ms bis ungefähr t = 3 ms) angelegte Zeit-integrierte Strom in der Größe gleich ist mit dem an das Herz während der negativen Phase des Schocks (ungefähr t = 3 ms bist = 10 ms) angelegte Zeit-integrierte Strom ist. Folglich ist die an das Blut und Gewebe durch die Spitzenelektrode 48 (4) während der positiven Phase gelieferte Ladung durch die von diesem Bereich während der negativen Phase des Schocks entfernte Ladung ausblanciert. Durch das Ausgleichen der durch die Elektroden gelieferten Ladung, ist die Polarisation der Elektroden-/Elektrolyt-Schnittstelle – welche die Ursache der Post-Schockblockierung ist – signifikant reduziert.
Irgendeine geeignete Anordnung zur Abgabe ladungsausgeglichener Schocks an das Herz kann verwendet werden. Ein geeigneter Lösungsansatz zur Erzeugung eines ladungsausgeglichenen Schocks ist, den Schock an das Herz von einem geladenen Speicherkondensator abzugeben. Mit diesem Lösungsansatz wird der Schock den gleichen charakteristischen exponentiellen Abfall aufweisen, der durch die konventionellen Schocks von 5 und 7 dargeboten ist. Für ladungsausgeglichene biphasische Schocks von der Art, gezeigt in 9, ist eine gute Annäherung des Stroms während der positiven und negativen Phasen des Schocks durch die Gleichung 1 gegeben. Schock_Strom = +(V0/R)e–t/RC 0 < t < t1 –(V0/R)e–t/RC t1 < t < t2 0 anderswo (1)
Der Widerstand des Bluts und des Herzgewebes, durch welchen der Schock geliefert wird, ist R. Der Speicherkondensator, der verwendet wird, um den Schock zu liefern, hat eine Kapazität von C. Die initiale Spannung über dem Kondensator ist V₀. In Gleichung 1, stellt t die Zeit dar. Die Dauer der positiven Schockphase ist t₁. Die Gesamtdauer des Schocks ist t₂. Von t = 0 (der Beginn des Schocks) bis t₁, ist der Schock_Strom positiv. Von t₁ bis t₂, ist der Schock_Strom negativ. Von der Gleichung 1 folgt, dass die Größe des Zeit-integrierten Stroms für die positive Phase des Schocks durch die Gleichung 2 gegeben ist.
Das Integral in Gleichung 2 durchführend, erhält man das Verhältnis in Gleichung 3.
Die Größe des Zeit-integrierten Stroms für die negative Phase des Schocks ist durch die Gleichung 4 gegeben.
Die Durchführung des Integrals in Gleichung 4 resultiert in dem Ausdruck der Gleichung 5.
Für ladungsausgeglichene biphasische Schocks ist die Größe des Zeit-integrierten Stroms der positiven Schockphase gleich zu der Größe des Zeit-integrierten Stroms der negativen Schockphase. Die Gleichungen 3 und 5 können hierfür miteinander und mit den resultierenden Formeln, die für die Dauer der positiven Schockphase (t₁) als eine Funktion der Gesamtschockdauer (t₂) gelöst sind, gleichgestellt werden, wie in Gleichung 6 gezeigt.
Für eine gewählte Gesamtschockdauer (z. B., 10 ms) kann die Gleichung 6 verwendet werden, um die Dauer der ersten (positiven) Phase zu bestimmen, um sicherzustellen, dass der Schock ladungsausgeglichen ist, als eine Funktion des Widerstands und der Kapazität des Speicherkondensators der Herzstimulationsvorrichtung. Zusätzlich zur Verwendung der Gleichung 6, um entsprechende relative Dauern für die positiven und negativen Schockphasen auszuwählen, muss ein Wert für die initiale Schockspannung, V₀, ausgewählt werden (siehe Gleichung 1). Die Spannung V₀ wird vorzugsweise unter Verwendung herkömmlicher Verfahren zur Bestimmung des entsprechenden Werts für die Stärke des Herzversions- und Defibrillationsschocks ausgewählt.
Die Größe des durch den ladungsausgeglichenen biphasischen Schock von 9 erzeugten Post-Schockblockierungseffekts wurde unter Verwendung des Systems von 4 berechnet. Wie in der oberen Zeichnung in 10 gezeigt, während dem Zeitraum von T0 bis T1, ist die Spitzengröße des gemessenen Herzschlagssignals, wie z. B. als ein dargestelltes Herzschlagssignal 64, ungefähr 3,5 Einheiten. Die untere Zeichnung in 10 zeigt, wie jedes dieser Herzschlagssignale erfolgreich erkannt wurde. Zur Zeit T1 wurde der ladungsausgeglichene biphasische Schock von 9 an die Kochsalzlösung mit der Spiralelektrode 50 und der Plattenelektrode 56 (4) abgegeben. Zur Zeit T2, weniger als 3 Sekunden nach dem der ladungsausgeglichene Schock abgegeben wurde, waren die zwischen der Spitzenelektrode 48 und der Spiralelektrode 50 gemessenen Herzschlagssignale, wie z. B. das Herzschlagssignal 66, von ausreichender Größe (ungefähr 3,5 Einheiten), um durch die Verarbeitungseinheit 58 (4) erfolgreich erkannt zu werden. Folglich, wie auf der unteren Zeichnung in 10 gezeigt, war die einzige Unterbrechung in der Erkennung der Herzschlagssignale der Zeitraum von T1 bis T2, eine Verzögerung von weniger als drei Sekunden.
Signifikante Reduzierungen in der Post-Schockblockierung wurden auch unter Verwendung des in 11 gezeigten triphasischen ladungsausgeglichenen Schocks erzielt. Der ladungsausgeglichene Schock von 11 ist von drei Phasen zusammengesetzt: eine positive Phase von ungefähr 0 ms bis 2,7 ms, eine negative Phase von ungefähr 2,7 ms bis 6,3 ms und eine positive Phase von 6,3 ms bis 10 ms. Der triphasische Schock von 11 ist ladungsausbalanciert, da der während der zwei positiven Phasen des Schocks an das Herz abgegebene Zeit-integrierte Strom in der Größe gleich ist zu dem Zeit-integrierten Strom, der während der negativen Phase des Schocks an das Herz abgegeben wird.
Ein geeigneter Lösungsansatz zur Erzeugung eines ladungsbalancierten triphasischen Schocks ist, den Schock an das Herz von einem geladenen Speicherkondensator abzugeben. Der triphasische Schock wird folglich die charakteristischen exponentialen Abfall eines Kondensators aufweisen, der durch einen Widerstand entladen wird, wie in 11 gezeigt. Für triphasische Schocks der Art, wie in 11 gezeigt, ist eine gute Annäherung des Stroms während den zwei positiven Phasen und einer negativen Phase des Schocks durch Gleichung 7 gegeben. Schock_Strom = +(V0/R)e–t/RC 0 < t < t1 –(V0/R)e–t/RC t1 < t < t2 +(V0/R)e–t/RC t2 < t < t3 0 anderswo (7)
Der Widerstand des Herzgewebes und des Bluts, durch welchen der Schock geliefert wird, ist R. Der Speicherkondensator, der zum Liefern des Schocks verwendet wird, hat eine Kapazität von C. Die Initialspannung über dem Kondensator ist. V₀. Die Dauer der ersten positiven Schockphase ist t₁. Von t = 0 (der Beginn des Schocks) bis t₁, ist der Schock_Strom positiv. Die negative Schockphase beginnt bei t₁ und endet bei t₂, so dass von t₁ bis t₂, der Schock_Strom negativ ist. Die zweite positive Schockphase beginnt bei t₂ und endet bei t₃. Während der zweiten positiven Schockphase ist der Schock_Strom positiv. Von der Gleichung 7 folgt, dass die Größe des Zeit-integrierten Stroms für die erste positive Phase des Schocks durch Gleichung 8 gegeben ist.
Nach Durchführung der Integration in Gleichung 8 erhält man das Verhältnis in Gleichung 9.
Die Größe des Zeit-integrierten Stroms für die negative Phase des Schocks ist durch Gleichung 10 gegeben.
Die Ausführung des Integrals in Gleichung 10 resultiert in der Formel von Gleichung 11.
Die Größe des zeitintegrierten Stroms für die zweite positive Phase des Schocks ist durch Gleichung 12 gegeben.
Die Größe des durch den ladungsausbalancierten triphasischen Schock von 11 erzeugten Post-Schockblockierungseffekt wurde unter Verwendung des gleichen experimentellen Aufbaus (4) berechnet, der verwendet wurde, um die ladungsausgeglichene biphasische Schockwellenform von 9 zu berechnen. Wie in der oberen Zeichnung in 12 gezeigt, während des Zeitraumes von T0 bis T1 ist die Spitzengröße des gemessenen Herzschlagssignals, wie z. B. ein darstellendes Herzschlagssignal 68, ungefähr 3,5 Einheiten. Die untere Zeichnung in 12 zeigt, wie jedes dieser Herzschlagssignale erfolgreich erkannt wurde. Zur Zeit T1 wurde der ladungsausgeglichene triphasische Schock von 11 an die Kochsalzlösung mit der Spiralelektrode 50 und der Plattenelektrode 56 (4) abgegeben. Zur Zeit T2, weniger als 3 Sekunden nachdem der ladungsausgeglichene Schock abgegeben wurde, waren die zwischen der Spitzenelektrode 48 und der Spiralelektrode 50 gemessenen Herzschlagssignale, wie z. B. das Herzschlagssignal 70, von ausreichender Größe (ungefähr 3,5 Einheiten), um durch die Verarbeitungseinheit 58 (4) erfolgreich erkannt zu werden.
Folglich, reduzierten der biphasische ladungsausgeglichene Schock von 9 und der triphasische ladungsausgeglichene Schock von 11 beide signifikant die Effekte der Post-Schockblockierung in Bezug auf die Effekte, dargestellt, wenn die herkömmlichen Schocks von den 5 und 7 verwendet werden. Wenn erwünscht, können auch ladungsausgeglichene Schocks mit einer größeren Anzahl von Phasen verwendet werden. Jedoch sollte die Gesamtlänge des ladungsausgeglichenen Schocks vorzugsweise weniger als ungefähr 10 ms beibehalten. Es ist empirisch gezeigt worden, dass Schocks von dieser Dauer effektiv zum Beenden von Herzrhythmusstörungsepisoden bei niedrigem Energieniveau sind. Es ist auch bevorzugt, dass jede Phase zumindest ungefähr 2 bis 3 ms in der Dauer ist. Signifikant kürzere Pulse als 2 ms werden nicht so effektiv sein wie längere Pulse bei dem Beenden der Herzrhythmusstörungen, da sich das Herz wie ein Tiefpassfilter verhält, kurze Pulse abschwächend.
Die Wirksamkeit von ladungsausgeglichenen Schocks in dem Beenden von Herzrhythmusstörungen wurde unter Verwendung eines Hundemodells, implantiert mit einem transvenösen Defibrillationssystem, berechnet. In der ersten Phase wurde eine Elektrode in der rechten Herzkammer als die Kathode verwendet und eine Elektrode in der oberen Hohlvene, üblich als eine subkutane Platte, wurde als die Kathode verwendet. Die triphasische ladungsausgeglichene Wellenform weist die Defibrillationscharakteristiken vergleichbar oder besser als solche von herkömmlichen biphasischen Schocks auf. Für die gewählten Zeiträume wurden Defibrillationsschwellenwerte gefunden, um etwas höher unter Verwendung des ladungsausbalancierten biphasischen Schocks zu sein. Die gemessenen Defibrillationsschwellenwerte
Die Ausführung der Integration in Gleichung 12 resultiert in der Formel von Gleichung 13.
Für den triphasigen ladungsausgeglichenen Schock von 11 ist die Gesamtgröße des Zeit-integrierten Stroms der ersten und zweiten positiven Schockphasen gleich zu der Größe des Zeit-integrierten Stroms der negativen Schockphase. Diese Beziehung ist in Gleichung 14 gezeigt. Erster_Pos_Zeit_integrierter_Strom + Zweiter_Pos_Zeit_integrierter_Strom = Neg_Zeit_integrierter_Strom (14)
Durch das Einsetzen der Gleichungen 9, 11 und 13 in Gleichung 14 kann es bestimmt werden, welche Beziehung zwischen der ersten, zweiten und dritten Phasen in ladungsausgeglichenen triphasischen Schocks resultieren wird. Durch Lösen der Gleichung 14 für t₂ erhält man die Gleichung 15.
Für einen gegebenen Wert von t₃ (die Gesamtschockdauer) und t₁ (die Dauer des ersten positiven Pulses) kann die Gleichung 15 verwendet werden, um einen geeigneten Wert von t₂ zu bestimmen, um sicherzustellen, dass der Schock von 11 ladungsausbalanciert ist. Die Dauer der negativen Phase ist t₂ – t₁. Wenn die Gleichung 15 für t₁ gelöst ist, kann der Wert von t₃ und t₂ verwendet werden, um den entsprechenden Wert von t₁ zu bestimmen, um sicherzustellen, dass der triphasische Schock von 11 ladungsausbalanciert ist.
für einen herkömmlichen biphasischen Schock und für darstellende biphasische und triphasische ladungsausgeglichene Schocks sind in Tabelle 1 gezeigt.
Tabelle 1
Die Defibrillationsschwellenwerte wurden unter Verwendung dreier separater Kriterien berechnet. Der DFT-Schwellenwert ist der Schwellenwert, der unter Verwendung eines Binärbaum-Suchmusters erhalten wird, um die notwendige minimale Energie zum Defibrillieren zu bestimmen. Zum Beispiel, wenn eine initiale Defibrillationsenergie von 16 J in einer erfolgreichen Defibrillation resultiert, dann wird eine Pulsenergie von 8 J (16/2) in dem nächsten Defibrillationsversuch verwendet. Wenn der 8 J-Puls versagt, um zu defibrillieren, wird dann die Pulsenergie erhöht, bis 12 J ((16 + 8)/2). Wenn der 12 J-Puls erfolgreich ist, wird als Nächstes eine Defibrillationsenergie von 10 J ((8 + 12)/2) verwendet. Dieser Vorgang wird fortgeführt, bis das erwünschte Niveau von Genauigkeit erhalten ist. Der resultierende DFT-Schwellenwert ist die gefundene minimale Energie, um bei dem Beenden einer Flimmerepisode erfolgreich zu sein. Der DFT+-Schwellenwert ist gleich dem Schwellenwert DFT, aber benötigt weiterhin eine zweite erfolgreiche Anwendung des Schocks bei der gleichen Energie. Der E50-Schwellenwert ist ein gewichteter Durchschnitt der Schockenergie an den letzten drei "Umkehrungen". Umkehrungen sind die Punkte, an welchen Fehlversuche zur Defibrillation gefolgt sind durch erfolgreiche Versuche und wenn erfolgreiche Versuche durch Fehlschläge gefolgt sind.
Wie in Tabelle 1 gezeigt, sind die Defibrillationsschwellenwerte für diese speziellen Zeiträume für den ladungsausgeglichenen biphasischen Schock etwas höher als solche der herkömmlichen biphasischen Schocks. Die Defibrillationsschwellenwerte für den triphasischen ladungsausgeglichenen Schock sind vergleichbar oder besser als die Schwellenwerte für den herkömmlichen Schock. Folglich sind ladungsausgeglichene Schocks, im spezielleren der triphasische Schock, geeignet für Defibrillationszwecke, solange sie besser als herkömmliche Schocks hinsichtlich der Effekte von Post-Schockblockierung sind.
Ein anderer Vorteil der Verwendung ladungsausgeglichener Schocks ist, dass die elektrolytische Korrosion der Elektroden reduziert ist. Abschnitte der Leitungen, wie z. B. die Quetschverbindungen zwischen den Elektroden, die internen Leitern in den Leitungen, und die Elektroden, sind den Ionen in dem Blut und Gewebe des Patienten ausgesetzt. Wenn Herzversions- und Defibrillationsschocks abgegeben werden, wird der Strom des Schocks elektrolytische Korrosion an dem Abschnitt der Leitungen, die den Ionen ausgesetzt sind, erzeugen. Mit einer ladungsausgeglichenen Schockwellenform jedoch gibt es keine Netzabgabe von Strom. Als ein Ergebnis ist die Schock induzierte elektrolytische Korrosion minimiert.
Ladungsausgeglichene Wellenformen, wie z. B. solche in den 9 und 11 gezeigten, können unter Verwendung der Herzstimulationsvorrichtungsanordnung, wie in 13 gezeigt, an das Patientenherz abgegeben werden. Eine Herzstimulationsvorrichtung 72 beinhaltet eine Steuerschaltung 74, welche in der Lage ist, Anordnungen auszuführen, um verschiedene Steuerroutinen zu implementieren. Wenn es bestimmt ist, dass ein Schock an das Patientenherz 76 abgegeben werden soll, schließt die Steuerschaltung 74 einen Schalter 78, so dass eine Batterie 80 die Spannungserhöhungsschaltung 79 mit Energie versorgt, welche einen Kondensator 82 auflädt.
Nachdem der Kondensator 82 genügend aufgeladen wurde, um einen Schock eines erwünschten Energieniveaus zu liefern, wird der Schalter 78 geöffnet und der Schock wird an das Herz 76 über den Schaltkreis 84 und eine Leitung 86 abgegeben. Irgendeine geeignete Leitungsanordnung kann verwendet werden. Zum Beispiel, kann die Leitung 86 eine bipolare oder tripolare Leitung sein. Die neutrale Schockelektrode kann die Buchse der Herzstimulationsvorrichtung, eine subkutane Platte oder eine implementierte Elektrode, z. B. in der oberen Hohlvene, sein. Eine Leitungsanordnung, in welcher die Schockelektroden an einem entfernten Ort in Bezug auf die Sensorelektroden positioniert sind, kann auch verwendet werden.
Die Steuerschaltung 74 ist vorzugsweise in der Lage, Anleitungen auszuführen, um Routinen zu implementieren, welche die Polarität des abgegebenen Schocks bestimmen.
Folglich, wenn entsprechend während der Abgabe des Schocks, leitet die Steuerschaltung 74 den Schaltkreis 84 an, die Polarität des abgegebenen Schocks umzukehren, um sicherzustellen, dass der Schock ladungsausgeglichen ist.
Wie in 14 gezeigt, wenn die Steuerschaltung 74 (13) in dem Test 88 bestimmt, dass ein Herzversions- oder Defibrillationsschock an das Patientenherz (13) abgegeben werden sollte, wird dann der Schalter 78 (13) in Stufe 90 geschlossen, die Batterie 80 (13) veranlassend, die Spannungserhöhungsschaltung mit Energie zu versorgen und, im Wechsel, den Kondensator 82 (13) zu laden. Wenn der Kondensator 82 (13) genügend aufgeladen wurde, wird der Schalter 78 (13) geöffnet. In Stufe 92 gibt die Herzstimmulationsvorrichtung (13) eine erste Phase des Schocks an das Herz 76 (13) ab. Die Polarität des abgegebenen Schocks wird durch den Schaltkreis 84 (13) bestimmt. Vorzugsweise beinhaltet der Schaltkreis 84 (13) geeignete herkömmliche Schaltungen zur Umkehrung der Polarität der Schockspannung, welche von den Eingangsterminals 94 und 96 (13) zu den Ausgangsterminals 98 und 100 (13) geführt werden, ohne die Größe der Schockspannung zu beeinflussen. In Stufe 102 gibt die Herzstimulationsvorrichtung 72 (13) eine zweite Phase des Schocks an das Herz 76 (13) für ein vorherbestimmtes Intervall ab. Die zweite Phase des Schocks ist in der Polarität entgegengesetzt zu der ersten Phase des Schocks.
Wenn eine biphasische ladungsausgeglichene Wellenform erwünscht wird, gibt die Herzstimulationsvorrichtung 72 (13) dann die zweite Phase des Schocks für ausreichendes Zeitintervall ab, um den an das Herz während der ersten Phase abgegebenen Zeit-integrierten Stroms auszugleichen. Wenn eine ladungsausgeglichene Wellenform, die drei oder mehrere alternative positive und negative Phasen hat, erwünscht ist, gibt dann die Herzstimulationsvorrichtung 72 (13) zusätzliche Phasen der Schockwellenformen in Stufe 104 ab. Wenn der ladungsausgeglichene Schock aus drei oder mehr alternierenden Phasen zusammengesetzt ist, gibt die Herzstimulationsvorrichtung 72 (13) die positiven und negativen Phasen für entsprechende Zeitintervalle ab, um den an das Herz während den positiven und negativen Phasen abgegebenen Zeit-integrierten Strom auszugleichen.

Claims

Vorrichtung zur Abgabe eines antiarrhythmischen Schocks an das Herz (76) eines Patienten, umfassend Mittel (80, 82, 84, 86) zum Abgeben wenigstens einer positiven Schockphase an das Herz, wobei die positive Schockphase einen positiven Schockphasenstrom hat, und Mittel (80, 82, 84, 86) zum Abgeben wenigstens einer negativen Schockphase an das Herz, wobei die negative Schockphase einen negativen Schockphasenstrom hat, wobei der über die Zeit integrierte positive Schockphasenstrom im wesentlichen gleich ist zu dem über die Zeit integrierten negativen Schockphasenstrom, wobei der abgegebene Schock ladungsausgeglichen ist und dadurch die Effekte der Post-Schockblockierung reduziert, und Mittel (80, 82, 84, 86) zur Abgabe der positiven und negativen Schockphasen so angeordnet sind, um jede Schockphase als einen Abschnitt einer exponentiell abklingenden Wellenform abzugeben, dadurch gekennzeichnet, dass die Mittel zur Abgabe der positiven und negativen Schockphasen einen Kondensator (82), der auf eine vorgegebene Spannung aufgeladen ist, eine Schaltschaltung (84) zum Abgeben der Spannung über den Kondensator (82) an das Herz (76) mit einer wechselnden Polarität und eine Steuerschaltung (74) umfasst, die sicherstellt, dass mit einem biphasischen Schock die Dauer der positiven und der negativen Schockphasen so sind, dass für eine gegebene insgesamte Schockdauer (t₂) die Dauer der ersten Phase (t₁) durch die Gleichung 6 gegeben ist, oder mit einem triphasischen Schock für einen gegebenen Wert der Gesamtdauer (t₃) und für einen gegebenen Wert der Dauer der ersten Phase (t₁) der Wert der zweiten und entgegengesetzten Phasendauer (t₂) durch Gleichung 15 gegeben ist, worin C die Kapazität des Kondensators (82) und R der Widerstand des Herzgewebes und des Blutes ist, über die der Schock abgegeben wird.
Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet dass die Mittel zur Abgabe der positiven und negativen Schockphasen so ausgeführt sind, um eine einzelne positive Schockphase und eine einzelne negative Schockphase abzugeben.
Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Mittel zur Abgabe der positiven und negativen Schockphasen so ausgeführt sind, um initiale und finale Schockphasen von einer Polarität und eine Zwischenschockphase mit entgegengesetzter Polarität zu der einen Polarität abzugeben.
Vorrichtung nach den vorhergehenden Ansprüchen, dadurch gekennzeichnet, dass die Mittel zur Abgabe der positiven und negativen Schockphasen eine Bipolar-Leitung (20) umfassen.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet dass die Mittel zur Abgabe der positiven und negativen Schockphasen eine tripolare Leitung umfassen.
Ein Herzstimulationsgerät zur Abgabe eines antiarrhythmischen Schocks an das Herz (76) eines Patienten, das eine Batterie (80), einen Kondensator (82) und Mittel (79) zum Laden des Kondensators mittels der Batterie (80) umfasst, wenn es gewünscht wird, den anti-arrhythmischen Schock an das Herz (76) abzugeben, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zur Abgabe eines antiarrhythmischen Schocks an das Herz nach einem der vorhergehenden Ansprüche.