DE69826213T2

DE69826213T2 - System zum Nachweis von Herzereignissen für einen Herzschrittmacher

Info

Publication number: DE69826213T2
Application number: DE69826213T
Authority: DE
Inventors: Hans Strandberg
Original assignee: St Jude Medical AB
Current assignee: St Jude Medical AB
Priority date: 1997-11-24
Filing date: 1998-10-29
Publication date: 2006-03-02
Anticipated expiration: 2018-10-30
Also published as: EP0917887A1; SE9704311D0; EP0917887B1; DE69826213D1; US6097983A

Description

Technisches Gebiet
Die vorliegende Erfindung betrifft ein System zum Erfassen von Herzereignissen für einen mit dem Herzen eines Patienten zu verbindenden Herzstimulator über wenigstens zwei unipolare Elektrodenleitungen oder wenigstens eine bipolare Elektrodenleitung mit einem Elektrodenpol im Atrium und einem Elektrodenpol im Ventrikel zum Abfühlen von Herzsignalen, wobei das genannte Erfassungssystem wenigstens zwei Signalkanäle enthält, für zwischen den zwei Elektrodenpolen beziehungsweise zwischen einem der Elektrodenpole und der Stimulatorkapsel abgefühlte Signale, jeder Signalkanal eine Signalverarbeitungsvorrichtung und eine Entscheidungslogikvorrichtung enthält, zum Vergleichen der Signale aus den beiden Signalkanälen mit Signalkriterien zum Erfassen des Auftretens eines Herzereignisses.
Stand der Technik
In Verbindung mit Herzstimulation besteht der allgemeine Wunsch unipolare Elektroden anstelle von bipolaren Elektroden benutzen zu können. Bipolare Elektroden enthalten zwei mit der Elektrodenspitze bzw. dem Elektrodenring verbundene, wendelförmig gewickelte Leiter, die die Elektrode steifer und anfälliger als eine unipolare Elektrode machen, die nur einen wendelförmig gewickelten Leiter enthält.
In Verbindung mit einer Herzsignaldetektion bestehen wiederstreitende Anforderungen. So muss ein Detektionspegel für eine absolut zuverlässige Erfassung der gewünschten Herzsignale, auch bei Amplitudenänderungen in Folge beispielsweise normaler physiologisch abhängiger Amplitudenänderungen, verschiedener Herzsignalursprünge und möglicher Variationen in der Elektrodenposition verwendet werden. Ferner sollte ein Detektionspegel für eine absolut zuverlässige Zurückweisung unerwünschter Signale, wie Muskelinterferenzen, Far-Field-Herzsignale und T-Wellen benutzt werden. Ein Detektionspegel sollte auch benutzt werden für die wahrscheinlichste Zurückweisung unerwünschter externer Interferenzen. Außerdem ist eine zuverlässige automatische Adaption des Detektionspegels höchst erwünscht.
Eine große Anzahl verschiedener Herzsignaldetektoren ist bekannt geworden. Normalerweise enthalten diese Detektoren Verstärker mit einer Art Bandpassfilter und einen einzigen Signalamplitudenkomperator zum Bestimmen, ob ein Detektionskriterium erfüllt worden ist oder nicht. Dies ist auch der Fall bei verschiedenen Arten von Adaptionssystemen mit einem zweiten "parallelen" Detektor. Auch bei diesen zuletzt genannten Systemen rührt die Detektionsentscheidung aus einem Vergleich in nur einem Komparator her.
So sind in der US-A-5,058,599 ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Detektieren einer Folge von abnormalen Ereignissen im Depolarisationssignal eines Herzens beschrieben. Ein ausgewählter Signalparameter wird dann mit einer definierten Schwelle verglichen und der maximale Wert des Signalparameters für jedes Ereignis, das die Schwelle überschreitet, wird gemessen. Das beschriebene Verfahren und die Vorrichtung sind besonders gut geeignet zur Detektion einer Folge von Ereignissen, die eine Fibrillation anzeigen.
Eine Detektion von elektrischen Ereignissen im Herzen durch Messen zwischen einem Elektrodenpol im Atrium, einem Elektrodenpol im Ventrikel und dem Herzstimulatorgehäuse ist ebenfalls bekannt, siehe beispielsweise US-A-5,607,457, EP-A 0 596 319 und EP-A 0 646 390.
Die US-A-5,607,457 betrifft einen Detektor einer evozierten Reaktion mit unipolaren Elektroden im Atrium und im Ventrikel. Ein Differentialdetektor ist mit den Elektrodenleitungen verbunden und detektiert die Herzaktivität zwischen der atrialen Elektrode und der ventrikulären Elektrode. Ein Korrelationsdetektor ist zwischen das Schrittmachergehäuse und eine der atrialen bzw. ventrikulären Elektrode geschaltet, um ein Korrelationssignal zu erzeugen, das identifiziert, ob die detektierte Herzaktivität im Atrium oder im Ventrikel entsteht.
Die EP-B 0 596 319 beschreibt einen Herzstimulator mit einem Elektrodensystem von wenigstens einer bipolaren Elektrode mit einem im Atrium positionierten Pol und einem Pol im Ventrikel oder wenigstens zwei unipolaren Elektroden, die im Atrium bzw. im Ventrikel angeordnet sind. Eine atriale Aktivität wird zwischen den beiden Polen der bipolaren Elektrode oder zwischen den beiden unipolaren Elektroden gemessen und eine ventrikuläre Aktivität wird zwischen dem ventrikulären Pol bzw. der Elektrode und dem Stimulatorgehäuse gemessen.
Auch die EP-A 0 646 390 beschreibt eine Messung zwischen einer atrialen und einer ventrikulären Elektrode und eine Messung zwischen der ventrikulären Elektrode und dem Herzstimulatorgehäuse zur Detektion spontaner und evozierter Herzreaktionen. Ein atrialer Komparator und ein ventrikulärer Komparator sind vorgesehen, um die gemessenen Signale mit einem atrialen Bezugspotential bzw. mit einem ventrikulären Bezugspotential zu vergleichen.
Die US-A-4,905,708 beschreibt eine Vorrichtung zum Erkennen von Herzarrhythmien. Analoge Signale, die durch Abfühlen am Herzen oder am Körper des Patienten erhalten werden, werden dann digitalisiert und eine erste Differentiation der digitalisierten Signale wird ausgeführt. Ein Gradientenmusterdetektor vergleicht die differenzierten Signale mit normalen differenzierten Signalen, die während eines Sinusrhythmus detektiert wurden. Differenzen zwischen den differenzierten Signalen sind ein Anzeichen einer pathologischen Tarchykardie, deren Natur durch Vergleich mit vorprogrammierten Signalen des gleichen Typs identifiziert werden kann.
Die WO 97/39681 beschreibt ein Mustererkennungssystem für den Einsatz in einem implantierbaren Kardioverter-Defibrillator, der in der Lage ist, korrekt auf eine abnormale Aktivität des Herzens effizient und spezifisch zu reagieren. Das System erstellt eine Schablone, die die Stelle repräsentiert, oberhalb der oder unterhalb der tatsächliche Abtastwerte bemerkenswert sein würden. Für jeden Zyklus wird ein Vergleich durchgeführt zwischen dem Schablonenmittelwert und jedem innerhalb eines Fensters abgetasteten Wert. Jeder Zyklus wird dann individuell diagnostiziert.
Das Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, ein neues Detektionssignalsystem von Herzereignissen für einen Herzstimulator zu schaffen, welches Detektionssystem eine zuverlässigere Detektion als bekannte Detektoren ermöglicht.
Beschreibung der Erfindung
Dieses Ziel wird durch ein Herzereignis-Detektionssystem gemäß dem einleitenden Teil der Beschreibung und mit den kennzeichnenden Merkmalen des Anspruches 1 erreicht.
Somit wird bei dem erfindungsgemäßen Detektionssystem eine Vielzahl kombinierter Funktionskriterien für die Detektionsentscheidung benutzt. Bei dem Detektionssystem gemäß der Erfindung werden mehrere gleichzeitige parallele Signalverarbeitungen durchgeführt und aus einer Vielzahl von kombinierten "individuellen" Detektionen wird eine vorherrschende Herzsignalaktivität identifiziert. Es ist mit dem erfindungsgemäßen Detektionssystem auch möglich zwischen dem Auftreten verschiedener Herzereignisse zu unterscheiden. So können durch digitale Verarbeitung von erhaltenen digitalen Wörtern die folgenden verschiedenen Herzereignisse unterschieden werden, nämlich ein Herzereignis im Atrium (P-Welle), ein Herzereignis im Ventrikel (R-Wellen), Herzsignale, die unberücksichtigt bleiben sollen, eine von der Stimulatorkapsel empfangene Interferenz und keine Herzaktivität. Jedes Ereignis hat sein eigenes Muster bzw. Wort und der Detektionsprozess wird aus der Prozedur zum Entscheiden des Auftretens eines speziellen Ereignisses gebildet.
Gemäß einer vorteilhaften Ausführungsform des erfindungsgemäßen Systems enthält die genannte Umsetzvorrichtung einen Satz von Komparatoren, die in jedem der genannten Signalkanäle vorgesehen sind, wobei jeder Komparator einen speziellen Bezugspegel zum Vergleichen des genannten abgetasteten Wertes der genannten abgefühlten Herzsignale mit den genannten Bezugspegeln aufweist, und es ist ein Digitalumsetzer vorgesehen, um das Ergebnis der Vergleiche in Form von den genannten digitalen Wörtern von einer "0"- oder einer "1" für jeden Komparator darzustellen, abhängig davon, ob der abgetastete Signalwert oberhalb oder unterhalb des fraglichen Bezugspegels liegt. Durch Durchführung mehrerer Multiamplitudensignalerfassungen gleichzeitig auf diese Weise, kann eine schnellere A/D-Umsetzung erhalten werden.
Gemäß einer vorteilhaften Ausführungsform des erfindungsgemäßen Systems werden benachbarte Bezugspegel der genannten Komparatoren logarithmisch mit 30% bis 70% getrennt. Eine derartige exponentielle Verteilung der Bezugspegel macht weniger digitale Bits erforderlich, wenn für Signale geringen Pegels eine spezielle Auflösung erforderlich ist und die Verteilung ergibt eine konstante relative Genauigkeit für verschiedene Amplitudenpegel in dem darauffolgenden Entscheidungsprozess. Z. B. kann jeder Pegel der oben erwähnten exponentiellen Verteilung durch drei digitale Bits beschrieben werden. Die gleiche Auflösung für niedrige Pegel und der gleiche dynamische Bereich machen bei einer linearen A/D-Umsetzung 5 Bits erforderlich.
Gemäß weiterer vorteilhafter Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Systems ist eine Bezugswerterzeugungseinheit vorgesehen, um die Bezugswerte der Komparatoren adaptiv einzustellen. Ein solcher Adaptionsprozess ist von Wichtigkeit, da die Bestimmung des Unterscheidungspegels für die niedrigstakzeptierbaren Pegel der R-Wellen und P-Wellen auf den Rauschpegel bezogen werden müssen. Der adaptive Einstellprozess kann durch einen externen Befehl gestartet werden oder in regulären Zeitintervallen durchgeführt werden, oder es können die Bezugswerte kontinuierlich als Funktionen der abgefühlten Signale adaptiert werden oder der adaptive Einstellprozess kann in Reaktion auf die Detektion einer signifikanten Änderung in den abgefühlten Signalen gestartet werden.
Bei dem erfindungsgemäßen Detektionssystem ist der Einfluss aus einer externen Interferenz in einem größeren Ausmaß eliminiert, als bei den bisher bekannten Herzsignal-Detektionssystemen.
Bei dem Bestimmungsprozess bezüglich eines möglichen Herzereignisses oder speziellen Herzsignals werden alle Elektrodenkombinationen, Zeitbeziehungen der gemessenen Signale und Informationen über die Signalformen benutzt, um die Signalinformationen voneinander zu unterscheiden.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Um die Erfindung mehr im Detail zu erläutern, werden nun als Beispiele gewählte Ausführungsformen der Erfindung anhand der beigefügten Zeichnungen beschrieben, in denen
1 schematisch einen Schrittmacher mit einer atrialen und einer ventrikulären Elektrode zeigt, die mit dem Herz eines Patienten verbunden sind,
2 die Schaltung eines logarithmischen Analogverstärkers zeigt, der für den Einsatz in Verbindung mit der A/D-Umsetzung in dem erfindungsgemäßen System geeignet ist.
3 zeigt eine in dem erfindungsgemäßen System benutzte Schaltung zum Erzeugen digitaler Wörter, die gemessene Signale darstellen,
4 zeigt die Verbindungen von IC-Komponenten eines Herzstimulators,
5 zeigt eine Ausführungsform einer Eingangsstufe eines A/D-Umsetzers in Form eines Delta-Modulators, der in dem erfindungsgemäßen System eingesetzt wird,
6 zeigt den typischen Grundblock, der in einem Schaltkondensatornetzwerk zur Realisierung des erfindungsgemäßen Systems eingesetzt wird,
7 ist eine schematische Gesamtansicht eines typischen Herzstimulators, der ein erfindungsgemäßes Detektionssystem enthält,
8 zeigt die Schaltung der Signalverarbeitung und Detektionslogik von 7 mehr im Detail,
9 zeigt in Form eines mehr ins Einzelne gehenden Blockdiagramms die Detektionslogik von 8,
10 zeigt ein Beispiel der Signale auf den beiden Signalkanälen und das Ausgangsignal aus einer Similiaritätslogik (Ähnlichkeitslogik) als Funktion der Zeit,
11 zeigt mehr im Detail die Schaltung der Bezugserzeugungslogik von 8, und
12 zeigt eine Tabelle I, die verarbeitete Signale darstellt, welche zeitlich mit gleicher Zeitaufteilung abgetastet sind.
Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen
Das erfindungsgemäße Detektionssystem ist für den Einsatz in einem Herzstimulator mit wenigstens einer unipolaren Elektrode 4 im Ventrikel und einer unipolaren Elektrode 6 im Atrium vorgesehen, siehe 1. Zusätzlich hierzu wird auch die Kapsel 8 des Herzstimulators 3 als eine Elektrode benutzt.
Anstelle von zwei unipolaren Elektroden kann eine bipolare Elektrode mit einem Elektrodenpol im Atrium und einem Pol im Ventrikel benutzt werden.
Das erfindungsgemäße Detektionssystem kann auch in einem Herzstimulator mit wenigstens zwei Elektroden in ein- und derselben Herzkammer eingesetzt werden, vorausgesetzt, dass die Elektroden durch einen Abstand einer geeigneten Länge voneinander getrennt sind.
Das erfindungsgemäße Detektionssystem enthält eine Elektronik für die Signalverarbeitung in mehreren Schritten, wie dies weiter unten mehr im Detail erläutert werden wird. So enthält diese Elektronik wenigstens zwei Verstärker, die in 1 als 1, 2 dargestellt sind und Bandpass- sowie Niederfrequenzfilter mit vorbestimmten Eigenschaften.
Die Verstärker 1, 2 sind in zwei Kanälen angeordnet. So sind die Eingänge des Verstärkers 1 mit der ventrikulären Elektrode 4 und der Stimulatorkapsel 8 verbunden und die Eingänge des Verstärkers 2 zwischen die ventrikuläre Elektrode 4 und die atriale Elektrode 6 geschaltet.
Der Block 10 des Herzstimulators 3 in 1 enthält den Rest der Elektronik des Herzstimulators 3, wie Komparatoren, eine digitale Signalverarbeitungsvorrichtung, eine Stimulationsimpulserzeugungsvorrichtung, etc.
Für die A/D-Umsetzung der gemessenen analogen Signale können verschiedene A/D-Umsetz-Techniken, die an sich bekannt sind, benutzt werden. So kann eine A/D-Umsetzvorrichtung mit sukzessiven Approximationen benutzt werden, d. h. eine Prozedur von iterativer digitaler Aufwärts/Abwärts-Zählung bis der Digitalwert dem analogen Eingangssignal entspricht.
Alternativ kann eine A/D-Umsetzvorrichtung in Form eines Slope-Wandlers benutzt werden. Bei einem solchen Wandler lädt das gemessene analoge Signal einen Kondensator eine vorbestimmte Zeitdauer auf, die durch eine vorbestimmte Anzahl von Taktimpulsen bestimmt wird. Die erhaltene Spannung am Kondensator ist dann proportional zu dem Analogsignal. Im nächsten Schritt wird das analoge Signal abgetrennt und der Kondensator wird über eine bekannte Last entladen. Die Entladungszeit wird durch Zählen von Taktimpulsen gemessen. So entspricht der Zählwert dem Wert des analogen Signals.
Es können auch sogenannte Delta/Sigma-Umsetzer benutzt werden. Das gemessene analoge Signal wird dann mit Bezugspegeln verglichen, die sukzessive um ein Bit nach oben oder unten verändert werden, bis der Pegel des Analogsignals erreicht ist. Ein Mittelwert einer Anzahl von Aufwärts/Abwärts-Zählungen ergibt den A/D-umgewandelten Wert.
Im erfindungsgemäßen System werden sogenannte Flash-Umsetzer bevorzugt. Diese Umsetzer enthalten eine große Anzahl von parallelen Komparatoren, denen das analoge Signal für einen gleichzeitigen Vergleich in sämtlichen Komparatoren zugeführt wird. Alle Komparatoren werden gleichzeitig gemäß dem Vergleichsergebnis geschaltet und das entsprechende digitale Wort wird direkt erhalten.
In den oben erwähnten A/D-Umsetzern kann die Umsetzung "linear" sein, d. h. es wird ein "lineares" analoges Eingangssignal einer A/D-Umsetzvorrichtung zugeführt, in der bei den Zähl- und Vergleichs-Prozeduren lineare Schritte benutzt werden. Es kann aber auch vorteilhaft sein, das gemessene analoge Signal vor der A/D-Umsetzung in ein "logarithmisches" Signal überzuführen. Für diese Überführung in eine logarithmische Form kann ein logarithmischer Analogverstärker, der in 2 gezeigten Art benutzt werden. Das Eingangssignal U_in wird dann über einen Widerstand R_in einer Schaltung mit zwei antiparallel geschalteten Dioden 7, 9 zugeführt, die für den Verstärker 11 eine Rückkopplungsschleife bilden. Am Ausgang dieser Schaltung wird ein Ausgangssignal U_out erzeugt, das mit dem Eingangssignal U_in wie folgt in Beziehung steht. FürUin > 0 Uout = –log|Uin| Uin < 0 Uout = +log|Uin| Uin = 0 Uout = 0
Eine direkte logarithmische Umsetzung kann in einem Flash-Umsetzer durchgeführt werden, wenn die Bezugswerte der Komparatoren logarithmisch getrennt sind.
Eine Ausführungsform eines derartigen Flash-Umsetzers wird unten anhand von 3 erläutert.
3 zeigt ein Beispiel einer im Block 10 von 1 enthaltenen Schaltung zum Umwandeln gemessener Analogsignale in digitale Worte. Die gemessenen oder abgetasteten Signale werden einem Satz Komparatoren C10, C6 ... C0.3, C0.2, C-0.2, C-0.3 ... C-6, C-10 über einen Verstärker und ein Bandpassfilter 12 zugeführt. In den Komparatoren C10 ... C-10 werden die Eingangssignale mit verschiedenen Bezugspegeln verglichen. Diese Bezugspegel können typischerweise im Bereich von 0,2 mV bis 10 mV mit einem logarithmischen Abstand von 30 bis 70% zwischen benachbarten Komparatoren liegen. Es werden sowohl positive, wie auch negative Bezugspegel benutzt.
Die binären Ausgangssignale aus dem Satz von parallel arbeitenden Komparatoren C10 ... C-10 erzeugen am Ausgang des digitalen Umsetzers 14 zwei digitale Wörter oder Muster, die eine Abtastung der Signale repräsentieren, welche in den beiden Signalkanälen, wie sie in 1 definiert sind, gemessen wurden.
Die von den Komparatoren C10 ... C-10 empfangenen digitalen Wörter können in den folgenden Detektionsstufen entweder kontinuierlich verarbeitet werden, sobald sie produziert werden, oder sie können gemäß einer vorbestimmten Zeitfolge abgetastet und als eine Zahl von digitalen Wörtern gespeichert werden und diese gespeicherten digitalen Wörter können dann bei der darauffolgenden Detektionsprozedur benutzt werden.
So wird das Eingangssignal mit dem Bezugspegel des jeweiligen Komparators C10 ... C-10 verglichen und es wird eine "1" auf jenen Komparatoren erhalten, in denen das Eingangssignal den Bezugspegel überschreitet. Die Ausgangssignale aus den anderen Komparatoren sind "0". Die Ausgangssignale aus den Komparatoren liefern demzufolge einen Satz von "1" und "0", der das Eingangssignal zu einer vorgegebenen Zeit darstellt, beispielsweise 00111111, welches anzeigt, das zwei Komparatoren mit den höchsten Bezugspegeln "0" als Ausgangssignale liefern und der Rest der Komparatoren "1" liefert. Diese Folge von "0" und "1" wird dann in die digitale Zahl 0110 (= 6) übersetzt, die das fragliche Wort bildet. Eine Sequenz von Wörtern wird auf diese Weise erzeugt, die die Signale aus den beiden Signalkanälen, wie oben erwähnt, repräsentiert und es wird eine Differenz zwischen den Wörtern gebildet. Diese drei Sequenzen werden mit Kriterien für des Auftreten einer P-Welle, R-Welle, Muskelstörung, etc. verglichen, welches die Identifikation des detektierten Herzereignisses zuverlässiger macht.
Für das Auftreten einer R-Welle kann die Sequenz (Folge) von Wörtern auf dem Kanal 1 in 1 typischerweise 0 +2 –5 –6 –2 0 sein und die Sequenz von Wörtern aus Kanal zwei 0 +1 –4 –6 –3 –1.
Die Kriterien für die R-Wellen-Erfassung können sein
Wort 1 Folge < –2, < –4, < –1
Wort 2 Folge < –2, < –4, < –1
Wort 1 – Wort 2 Folge ±1 ±1 ±1.
Alle diese Bedingungen müssen erfüllt sein, damit ein detektiertes Herzereignis als eine R-Welle zu identifizieren ist.
Die Kriterien für eine P-Wellen-Erfassung könnten sein
Wort 1 Folge < +1, < +1, < +1
Wort 2 Folge > +1, > +3, > +1.
Wie aus dem obigen Beispiel ersichtlich ist, sind die Wort 1- und Wort 2-Folgen der R-Wellen-Detektionkriterien ähnlich, während ein signifikanter Unterschied zwischen den entsprechenden Sequenzen der P-Wellen-Detektionskriterien besteht. Dies hängt von der Tatsache ab, dass die R-Welle viel stärker als die P-Welle ist. So kann die Empfindlichkeit des Kanals 1, der das Signal zwischen der ventrikulären Elektrode 4 und der Stimulatorkapsel 8 misst, so eingestellt werden, dass nur ventrikuläre Ereignisse detektiert werden, während die Empfindlichkeit des Kanals 2, der das Signal zwischen der ventrikulären und der atrialen Elektrode 4, 6 misst, so eingestellt wird, dass sowohl atriale wie ventrikuläre Ereignisse erfasst werden. Folglich werden für eine R-Welle die Wort 1 Sequenz und die Wort 2 Sequenz im wesentlichen gleich während für P-Wellen ein signifikanter Unterschied zwischen der Wort 1 Sequenz und der Wort 2 Sequenz besteht, da eine P-Welle nur im Kanal 2 detektiert wird. Dieser Umstand ist aus dem obigen Beispiel ersichtlich.
Für Muskelrauschen kann die Wortfolge typisch +2 +1 0 –2 +1 –1 0 sein und die Muskelrauschen-Erfassungskriterien können sein
Wort 1 Folge > +1 oder > –1
Wort 2 Folge ≤ +1 und ≥ –1.
Ein höherer Rauschpegel wird normalerweise auf Kanal 1 empfangen, der mit der Stimulatorkapsel 8 verbunden ist. Keine Aktivitätssignale ergeben Wörter mit niedrigem Pegel, welche als "Rausch"-Wörter betrachtet werden können. Die R- und P-Wellen ergeben Wörter "höherer Pegel". Diese Wörter höherer Pegel müssen deutlich und verschieden von den Wörtern des Rauschpegels sein, um eine Erfassbarkeit zu liefern. Durch Ausnutzung der Tatsache, dass das Rauschen im wesentlichen nur in dem Signalkanal auftritt, der die Stimulatorkapsel enthält, kann eine automatische Änderung der R-Wellen-Unterscheidungspegel zum Ändern der R-Wellen und P-Wellen-Unterscheidungspegel vorgesehen werden, wenn Muskelrauschen auftritt. Diese Änderung der Unterscheidungspegel ist ein Adaptionsprozess derart, dass die niedrigst-akzeptierbaren Pegel der R-Wellen-Detektion bzw. der P-Wellen-Detektion zusammen mit dem Rauschpegel den Unterscheidungspegel bestimmen. Das Detektionssystem gemäß der Erfindung ist konsequenterweise mit einer automatischen Einstellfunktion der Abfühlschwelle versehen.
Wie oben erwähnt, können auf diese Weise durch die digitale Signalverarbeitung der aus den Komparatoren C10 ... C-10 erhaltenen digitalen Wörter fünf verschiedene Herzereignisse unterschieden werden. Diese Herzereignisse sind a) Auftreten eines atrialen Ereignisses (P-Wellen), b) Auftreten eines ventrikulären Ereignisses (R-Wellen), c) andere Herzsignale, die entfallen sollen, d) Interferenzen, die von der Herzstimulatorkapsel empfangen werden und e) keine Herzaktivität. Jedes Ereignis hat sein eigenes Muster oder Wort und der Detektionsprozess besteht in der Entscheidung des Auftretens eines identifizierten Ereignisses.
4 zeigt die Verbindungen einer IC-Komponente, die in einem Herzstimulator mit einem erfindungsgemäßen Detektionssystem benutzt wird. So bestehen hier drei Verbindungen, für die atriale Leitung, die ventrikuläre Leitung bzw. für die Verbindung zu der Stimulatorkapsel. Die Verbindungen für die atriale Leitung und die ventrikuläre Leitung sind sowohl für die Ausgabe von Stimulationsimpulsen, "output stim", wie auch für den Empfang abgefühlter Signale "signal input" ausgebildet. Beide Verbindungen sind mit einem Hochfrequenzfilter versehen, um Radiofrequenzinterferenzen etc. zu entfernen sowie einem Anti-aliasing-Filter zum Entfernen von Frequenzen oberhalb der benutzten Abtastfrequenz. Die Abtastfrequenz liegt typischerweise im Bereich von 20 bis 500 Hz, d. h. es wird während eines Herzzyklus eine Vielzahl von Abtastungen vorgenommen. Ein Kondensator C₃ ist ebenfalls in jeder Verbindung vorgesehen zur Beseitigung von Gleichstrom-Komponenten.
5 zeigt eine Eingangsstufe zu einem A/D-Umsetzer in Form eines Deltamodulators, der geeignet für den Einsatz im erfindungsgemäßen Detektionssystem ist. Analoge Messsignale werden dann in einen digitalen Bitstrom durch eine Vergleichsprozedur bei 16 durchgeführt, die durch eine Aufwärts/Abwärts-Logik 18 gesteuert wird.
6 zeigt einen Grundblock, der aus Kondensatoren C₁, C₂ und Schaltern für geschaltete Kondensatornetzwerke gebildet ist. Netzwerke derartiger Blöcke sind geeignet für den Einsatz in dem erfindungsgemäßen Detektionssystem zur Realisierung einer derartigen Signalverarbeitung wie einer Bandpassfilterung – ein Bandpass von 23 bis 180 Hz ist für das erfindungsgemäße System geeignet – Signalintegration, etc. Die Verarbeitungseigenschaften werden bestimmt durch die Beziehung zwischen den Kapazitätswerten in den Grundblöcken und die Weise der Verbindung dieser Blöcke. So werden die Signalverarbeitungen, falls beispielsweise der Block in einem Vorwärtssignalpfad angeordnet ist, unterschiedlich von den Signalverarbeitungseigenschaften sein, falls der Block in einem Rückkopplungspfad angeordnet ist.
Der Aufbau geeigneter, geschalteter Kondensatornetzwerke ist bekannt und wird in diesem Zusammenhang nicht mehr im einzelnen beschrieben.
7 zeigt ein Blockdiagramm eines Herzstimulators, der ein Herzereignis-Detektionssystem gemäß der Erfindung enthält.
An der Eingangsseite sind zwei Deltamodulatoren 20, 22 für eine differentielle Verarbeitung der Signale zwischen der atrialen und der ventrikulären Elektrode und der Stimulatorkapsel vorgesehen. Alternativ kann der Deltamodulator 22 mit einem aus der atrialen Elektrode und der Kapsel gebildeten Signalkanal verbunden sein.
Die Deltamodulatoren 20, 22 sind mit einer Signalverarbeitungs- und Detektionslogik 24 verbunden, die in jeder Signalhälfte ein Bandpassfilter 26, 28 enthält, vgl. 8.
An der Ausgangsseite der Signalverarbeitungs- und Detektionslogik 24 des Herzstimulators von 7 ist eine Modenumschaltlogik 84 so geschaltet, dass sie im Falle der Detektion einer atrialen Fibrillation aktiviert wird. Ferner ist eine Refraktärzeitvorrichtung 86 so ausgebildet, dass sie in Reaktion auf die Erfassung einer P-Welle oder einer R-Welle eine Refraktärzeit in die Schrittmacherzeitgeberlogik 88 einführt. Der Herzstimulator enthält auch eine atriale und eine ventrikuläre Stimulationsvorrichtung 90, 92, die durch die Schrittmacherzeitgeberlogik 88 gesteuert wird. Eine Austastungssteuerung 94 ist ferner zwischen der Schrittmacherzeitgeberlogik 88 und den Deltamodulatoren 20, 22 vorgesehen, um eine ungeeignete Detektion von Signalen während einer Austastperiode zu verhindern, die mit der Ausgabe eines Stimulationsimpulses beginnt.
Ein Reed-Element 96 und eine Telemetriekommunikationsvorrichtung 98 sind mit der Schrittmacherzeitgeberlogik 88 verbunden, um eine externe Steuerung des Herzstimulators möglich zu machen.
Der die Stimulatorkapsel enthaltende Signalkanal kann also auch externe Interferenzsignale, wie Muskelrauschen, wie oben diskutiert, aufnehmen. Zum Bestimmen des Rauschpegels enthält die Signalverarbeitungs- und Detektionslogik 24 eine Signalmittelwertbildungsvorrichtung 30, siehe 8, in der in einem Mittelwertbildungsprozess gleichgerichtete Durchschnittswerte gebildet werden.
In der Mittelwertbildungsvorrichtung 30 kann der Rauschpegel als Durchschnittssignal während einer speziellen Zeit, beispielsweise während einer Sekunde bestimmt werden. Der Durchschnittswert kann durch die Verwendung eines Zählers bestimmt werden, der die A/D-umgesetzten binären Werte ohne Vorzeichen, beispielsweise für jede Millisekunde, zählt. Der durchschnittliche Rauschpegelwert ist dann 1/1000 des Zählerwertes.
Alternativ kann die Mittelwertbildungsvorrichtung 30 ein digitales Rekursivfilter zum Erzeugen eines laufenden Durchschnittswertes enthalten. Der bestimmte Rauschpegel wird in einem Adaptionsprozess dazu benutzt, die Bezugswerte für die Detektion der verschiedenen Herzereignisse zu ändern. Dieser Prozess findet in der Bezugserzeugungslogik 40 statt.
Wenn auf dem mit der Stimulatorkapsel verbundenen Signalpfad ein Signalpegel oberhalb Null vorliegt, wird dem Geräuschmittelwertsprozess in der Mittelwertbildungsvorrichtung 30 vorzugsweise kein Signal zugefügt.
Der mit dem die atriale Elektrode enthaltenden Signalkanal verbundene Deltamodulator 20 ist mit einer atrialen Fibrillationsdetektionsvorrichtung 32 in der Signalverarbeitungs- und Detektionslogik 24 verbunden. Die Signalverarbeitungsvorrichtung 32 ist für eine Slope/Zeit- Verarbeitung des Ausgangssignals aus dem Deltamodulator 20 und einem Vergleich mit einem Bezugswert S_aref ausgelegt. Die Signalverarbeitungseinrichtung 32 ist mit einer Detektionslogik 34 verbunden, zur Bestimmung, ob eine atriale Fibrillation, AF, vorliegt oder nicht. So wird in der Slope/Zeit-Verarbeitungsvorrichtung 32 bestimmt, ob der Neigung des Signals eine vorbestimmte Grenze überschreitet, und ob diese Bedingung auch für eine Zeitperiode erfüllt wird, die eine vorbestimmte Grenze überschreitet. Falls diese beiden Bedingungen erfüllt sind, wird in der Entscheidungslogik 34 das Vorhandensein einer atrialen Fibrillation bestimmt. Falls P-Wellen detektiert werden, wird die "Slope/Zeit-Verarbeitungsvorrichtung" 32 abgetrennt.
Nach der analogen Signalverarbeitung ist in jedem einzelnen Kanal ein A/D-Signalumsetzer zum Umwandeln der analogen Messsignale in Zahlen von Amplitude und Vorzeichen vorgesehen. Auch diese A/D-Umwandlung kann mit Hilfe eines geschalteten Kondensatornetzwerkes verwirklicht werden. Eine geeignete Lösung ist es, einen Satz von Amplitudenkomparatoren in dem geschalteten Kondensatornetzwerk von der Art zu verwenden, wie sie oben in Verbindung mit 3 beschrieben worden ist. Diese Komparatorensätze werden durch die Blöcke 36 bzw. 38 in 8 repräsentiert. Die Bezugspegel der Komparatoren können, wie in Verbindung mit 3 beschrieben worden ist, in einfacher Weise exakt durch Wählen geeigneter relativer Kapazitätswerte im Netzwerk bestimmt werden. Die Pegel der Komparatoren werden vorzugsweise in einer exponentiellen Folge ausgewählt, beispielsweise 0, 0,50, 0,77, 1,2, 1,8, 2,8, 4,3 und 6,5 mV und mit sowohl positiven wie auch negativen Pegeln. Durch eine derartige exponentielle Verteilung der Bezugspegel werden zwei Vorteile erzielt, nämlich ein niedrigere Anzahl von digitalen Bits für eine spezielle Auflösung für niedrige Signalpegel und eine konstante relative Genauigkeit für verschiedene Amplitudenpegel im darauffolgenden Entscheidungsprozess. Jeder Pegel bei der obigen exponentiellen Verteilung kann durch drei digitale Bits beschrieben werden. Um die selbe Auflösung für niedrige Pegel und den selben dynamischen Bereich zu erhalten, sind fünf Bits mit einer linearen A/D-Umsetzung erforderlich.
Es ist auch ein Komparator 42 in dem mit der atrialen und der ventrikulären Elektrode verbundenen Signalkanal angeordnet, zum Vergleich des Signals auf diesem Kanal mit dem Bezugswert R_aref für die Detektion von R-Wellen, da sowohl P-Wellen, als auch R-Wellen im Signal auf diesem Kanal erscheinen.
In der Entscheidungslogik 34 werden die verarbeitenden Signale aus den beiden Signalpfaden, welche die atriale und die ventrikuläre Elektrode bzw. die ventrikuläre Elektrode und die Stimu latorkapsel enthalten, mit den Bezugswerten R_aref für R-Wellen, P_aref für P-Wellen und S_aref für die Neigung des Signals für die atriale Fibrillationsdetektion verglichen, wobei die Bezugswerte durch den oben beschriebenen adaptiven Prozess erzeugt werden. Das Signal auf dem die atriale und die ventrikuläre Elektrode enthaltenden Kanal wird in den Komparatoren 44, 46, 48 mit entsprechenden Bezugswerten R_aref, P_aref und S_aref für die R-Welle, P-Welle und die atriale Fibrillation verglichen, siehe 9, die die Entscheidungslogik 34 von 8 mehr im Detail zeigt. Das Signal auf dem anderen Signalkanal, der die ventrikuläre Elektrode und die Stimulatorkapsel enthält, wird im Komparator 50 mit dem Bezugswert R_aref für die R-Welle verglichen und dieses Signal wird auch einem Rauschpegelmesser 52 zum Bestimmen des Rauschpegels zugeführt, wie oben beschrieben. In einer Similiaritäts-Logik 54 werden die Signale aus den beiden Kanälen verglichen. Bei diesem Vergleichsprozess wird auch der Rauschpegel berücksichtigt.
Die Ausgangssignale aus den Komparatoren 44, 46, 48, 50 und aus der Similiaritäts-Logik 54 werden einer R-Wellen-Logik 56, einer P-Wellen-Logik 58 und einer AF-Detektions-Logik 60 zugeführt, in der R-Wellen, P-Wellen und AF-Anzeigen entschieden werden.
In den Entscheidungslogiken 56, 58, 60 wird auch eine Frequenzprüfung durchgeführt.
Es sind vier Zustände, die durch die Entscheidungslogiken 56, 58, 60 in 9 unterschieden werden müssen, nämlich 1) P-Welle, 2) R-Welle, 3) atriale Fibrillation, 4) kein Signal.
Aus den abgefühlten Daten soll entschieden werden, welches der obigen vier Ereignisse zur jeweiligen Zeit stattfindet.
Falls zwischen den Signalen auf den beiden Kanälen durch die Similaritäts-Logik 54 eine Ähnlichkeit detektiert wird, muss das detektierte Ereignis eine R-Welle sein, da R-Wellen, wie oben diskutiert auf beiden Kanälen erscheinen. Wenn eine R-Welle erfasst wird, wird die P-Wellen-Logik 58 gesperrt.
Im Falle einer Nicht-Similarität zwischen den durch die Similaritäts-Logik 54 auf den beiden Kanälen erfassten Signalen wird für das Herzereignis entschieden, eine P-Welle oder eine atriale Fibrillation zu sein. Im Falle der Detektion einer P-Welle in der P-Wellen-Logik 58 wird die AF-Detektions-Logik 60 gesperrt.
In dem Entscheidungsprozess werden auch die Zeitbeziehungen zwischen dem Auftreten der verschiedenen Herzereignisse berücksichtigt. Zum Beispiel kann eine R-Welle nicht innerhalb 280 ms von der vorhergehenden R-Welle aus erscheinen. Eine P-Welle kann nicht innerhalb von 280 ms von der vorhergehenden P-Welle aus erscheinen. Eine atriale Fibrillation soll innerhalb von 150 bis 400 ms von der vorhergehenden aus erscheinen und die Formkriterien des Fibrillationssignals sollen innerhalb maximaler und minimaler Neigungskriterien und innerhalb einer maximalen und einer minimalen Slopedauer liegen. So werden auch die Zeitbeziehungen in den Entscheidungslogiken 56, 58, 60 berücksichtigt.
Die verarbeiteten Signale können entweder digital in der Amplitude und analog in der Zeit sein, wie in 10a und b gezeigt, oder in der Zeit abgetastet sein, mit gleicher Zeitunterteilung, wie in Tabelle I in 12 dargestellt.
In 10 zeigt Kanal 1 das zwischen der atrialen und der ventrikulären Elektrode abgefühlte Signal und Kanal 2 das Signal zwischen der ventrikulären Elektrode und der Stimulatorkapsel. Die P-Welle erscheint in dem Signal auf Kanal 1, aber nicht in dem Signal auf Kanal 2, während die R-Welle in den Signalen auf beiden Kanälen erscheint. 10c zeigt das Ausgangssignal aus der Similaritäts-Logik 54, die die Ähnlichkeit der Signale aus den beiden Kanälen vergleicht.
Ein detektiertes Herzereignis ist eine P-Welle, wenn die folgenden Kriterien erfüllt sind:

Kanal 1 (Wert) ≥ P_aref

Kanal 1 (Vorzeichen) = Vorzeichen (P_aref)

Kanal 2 (Wert) < R_aref

Kanal 2 (Vorzeichen) = irgendeines

Ähnlichkeit = 0.
Ein Herzereignis wird als eine R-Welle entschieden, falls die folgenden Kriterien erfüllt werden:

Kanal 1 (Wert) = irgendeiner

Kanal 1 (Vorzeichen) = irgendeines

Kanal 2 (Wert) ≥ R_aref

Kanal 2 (Vorzeichen) = Vorzeichen (P_aref)

Ähnlichkeit = 1.

Komplexere Entscheidungskriterien können das Erfüllen einer bestimmten Zeitsequenz einschließen. Zur Akzeptanz eines detektierten Herzereignisses als eine P-Welle soll die oben genannte Wertebeziehung in drei Zeitabschnitten erfüllt sein, d. h.

Kanal 1 (Wert 1)	≥ P_aref1
Kanal 1 (Vorzeichen 1)	= Vorzeichen (P_aref1)
Kanal 2 (Wert 1)	< R_aref(max)
Kanal 1 (Wert 2)	≥ R_aref2
Kanal 1 (Vorzeichen 2)	= Vorzeichen (P_aref2)
Kanal 2 (Wert 2)	< R_aref(max)
Kanal 1 (Wert 3)	≥ P_aref3
Kanal 1 (Vorzeichen 3)	= Vorzeichen (P_aref3)
Kanal 2 (Wert 3)	< R_aref(max).

Wenigstens eines der Similiaritätsdaten beim Maximum des gespeicherten P (Wert) = 0.
Die Bezugswerte R_aref, P_aref und S_aref und mögliche andere Bezugswerte, die von der Komplexität des Entscheidungsprozesses abhängen, werden gespeichert. Diese Bezugswerte werden aus den erworbenen Signaldaten erzeugt und sukzessive aktualisiert.
Die Berechnung der Bezugswerte wird in der Bezugswerterzeugungslogik 40 in 8 durchgeführt und die Aktualisierung des Bezugswertes kann beispielsweise durch einen externen Befehl über eine Telemetriesteuerung, auf einer regulären Basis im Herzstimulator, kontinuierlich von einer Startzeit aus, im Falle einer signifikanten Änderung in der statistischen Verarbeitung der Eingangsdaten, stattfinden. Die Bezugswerterzeugungslogik ist in 11 mehr im Detail dargestellt. Die Sammlung der Werte für statistische oder Mittelwerts-Berechnungen im Detektionssystem gemäß der Erfindung werden gemäß spezieller Kriterien durchgeführt.
Falls das Signal auf den die atriale und die ventrikuläre Elektrode enthaltenden Kanal einen Wert ≥ P_aref enthält, der im Komparator 46 bestimmt worden ist, wird ein neuer Wert erwartet und der maximale Wert wird durch eine Spitzensignalabtastvorrichtung 62, 64 (siehe 11) gesammelt. Die Ähnlichkeit zwischen den beiden Kanälen wird durch die Similaritäts-Logik 54 aufgezeichnet und die Zeit von zuvor gesammelten Daten des gleichen Typs der Ähnlichkeit wird daraufhin überprüft, ob sie innerhalb der Zeitkriterien liegt. Falls die Ähnlichkeit und das Vorzeichen einer P-Welle oder eine R-Welle genügen, wird der Wert zur Mittelwertberechnungsvor richtung 66, 68 oder zur Vorrichtung für die Durchführung anderer, statistischer Prozesse übertragen.
Falls ein Interferenzpegel oberhalb eines speziellen Schwellwertes auf dem mit der Stimulatorkapsel verbundenen Kanal vorliegt, wird dies durch den Rauschpegelmesser 52 bestimmt. Es werden dann keine Sammlung und Aktualisierung der Bezugswerte durchgeführt. So sperrt in diesem Fall der Rauschpegelmesser 52 das Sammeln von Signaldaten mittels eines Komparators 70, in dem der gemessene Rauschpegel mit einem vorbestimmten zulässigen maximalen Schwellwert verglichen wird.
Falls ein komplexerer Detektions- oder Entscheidungsprozess mit Zeitsequenzen eingesetzt wird, werden für den Mittelwertbildungsprozess zusätzliche Daten benutzt. Auch Werte vor und nach dem maximalen Wert werden dann benutzt und mit der betreffenden Bezugszeit für einen Mittelwertbestimmungsprozess koordiniert. Falls beispielsweise P_a2 der gemessene maximale Wert, P_a1 ein 4 ms vor dem Maximum gemessener Wert und P_a3 der 4 ms nach dem maximalen Wert gemessene Wert ist, werden auch Durchschnittswerte von P_a1 und P_a3 berechnet. Diese Durchschnittswerte können beispielsweise für die letzten 16 Werte berechnet werden.
Die Durchschnittswerte können auch durch rekursives Filtern bestimmt werden. Neue Werte werden dann stets addiert und 1/256 der tatsächlichen Summe wird subtrahiert. Die um 8 Bit verschobene Summe, die gleich der Teilung durch 256 ist, wird dann als durchschnittliche Herzsignalamplitude benutzt.
Die berechneten Durchschnittswerte P_a und R_a werden in den Speichervorrichtungen 72, 74 zusammen mit ihren Vorzeichen gespeichert und Einstellvorrichtungen 76, 78 sind mit diesen Speichervorrichtungen 72, 74 für die momentane Einstellung von P_a bzw. R_a verbunden.
Der Rauschpegelmesser 52 ist mit der Einstellvorrichtung 78 verbunden, um die momentane Einstellung R_a zu verhindern, falls der Rauschpegel den zulässigen maximalen Schwellenwert überschreitet, wie oben diskutiert.
Die Bezugswerterzeugungslogik enthält auch eine Berechnungs- und Speichervorrichtung 80 zum Berechnen des Durchschnittswertes S_a der speziellen Signalflanke zur Verwendung in Verbindung mit der Detektion einer atrialen Fibrillation aus den Signalen auf dem Kanal der die atriale und die ventrikuläre Elektrode enthält. Eine Einstellvorrichtung 82 kann auch zur momentanen Einstellung des existierenden Bezugswertes S_aref mittels des zuletzt berechneten und gespeicherten S_a vorgesehen sein, um S_aref zu aktualisieren.
Auch die Einstellvorrichtungen 76, 82 für P_a bzw. S_a sind mit dem Rauschpegelmesser 52 verbunden, um den Aktualisierungsprozess zu sperren, wenn der Rauschpegel den maximal zulässigen Schwellenwert überschreitet.
Für viele Anwendungen werden die Einstellvorrichtungen 76, 82 für P_a und S_a nicht benötigt und können entfallen.
Eine Interferenzeinstellung von S_aref ist nicht erforderlich, falls eine kombipolare Verbindung oder eine bipolare atriale Elektrode zur atrialen Fibrillationsdetektion benutzt wird.
Die bestimmten Bezugswerte P_aref und R_aref werden in den Komparatoren zum Vergleichen der verarbeiteten Eingangssignale mit diesen Bezugswerten in dem Entscheidungsprozess benutzt, wie dies oben beschrieben wurde. Die Werte P_aref und R_aref können beispielsweise zwei Schritte unterhalb der entsprechenden Durchschnittswerte liegen und die Grenzen P_aref und R_aref für die Erfassung einer P-Welle bzw. einer R-Welle können wenigstens zwei Stufen oberhalb des bestimmten Durchschnittsrauschpegels liegen.
Dies bedeutet, dass noch mit einer hohen Wahrscheinlichkeit einer Herzsignaldetektion P_aref oder R_aref momentan in einer Geräuschsituation um einen Schritt justiert werden können, um eine falsche Detektion in Folge des Rauschens zu vermeiden. Eine Einstellung um zwei Stufen kann jedoch nicht erlaubt werden. Statt dessen muss dann eine zu starke Rauschsituation angezeigt werden und der Herzstimulator wird so gesteuert, dass er das Herz des Patienten synchron mit einer Interferenzfrequenz steuert.
Für die Detektion einer atrialen Fibrillation findet eine getrennte Signalverarbeitung zum Bestimmen der speziellen Herzsignalmorphologie und -frequenz statt. Die Fibrillationssignale können eine Amplitude der selben Größenordnung oder Größe wie P-Wellen haben, sind aber oft viel kleiner. Ferner sind die Slopes der Signale oft kleiner als jene von normalen Herzsignalen und die Signalintervalle sind oft unregelmäßig und kürzer als 400 ms, aber länger als 150 ms. Eine geeignete Signalverarbeitung kann beispielsweise eine Signalslopefolgestufe, bei Einheit 48 in 8 enthalten und die Information über den Signalflanke wird mit einem Signaldauer-Kriterium in der AF-Dekektionslogik 60 kombiniert, um zu bestimmen, ob eine atriale Fibrillation vorliegt oder nicht. Solange normale P-Wellen detektiert werden, besteht keine Notwendigkeit, das mögliche Auftreten einer atrialen Fibrillation zu überprüfen. Bei Abwesenheit detektierter P-Wellen wird die atriale Fibrillationsfunktion des erfindungsgemäßen Detektionssystems aktiviert. Die Amplitudenkriterien werden mit Hilfe eines Bezugswertes S_aref bestimmt. Dieser Bezugswert kann basieren auf dem Bezugswert P_aref. Falls eine Signaldauer auf beispielsweise 8 ms festgelegt wird, kann der P_a Wert benutzt werden, um das Slopekriterium zu berechnen. Der Slope-Bezugswert S_aref kann als ein bestimmter Prozentsatz, beispielsweise 50% von P_a × 1000/8 ≅ 50% von P_a × 128 bezeichnet werden. Somit liegt der Bezugswert S_aref = P_a × 64, der durch Verschieben eines binären 6 Bit-Zeichens leicht berechnet werden kann, falls der P_a-Wert existiert, in linearer binärer Form vor.
Das Detektionssystem gemäß der Erfindung weist in konstruktiver Hinsicht mehrere Vorteile auf. So können Verstärker und Filter in bekannter Weise ausgestaltet werden. Programmierschaltungen und Register für die Detektion können entfallen, was Platz spart. Komparatoren können mit relativ kleiner Fläche verglichen zu Verstärkern ausgebildet werden. Falls das analoge Signal in einem geschalteten Kondensatornetzwerk verarbeitet wird, sind die Komparatoren und die Komparatorbezugspegel leicht als Teile des geschalteten Kondensatornetzwerkes einzubauen, mit sehr geringen Extra-Platzerfordernissen. Die oben beschriebene digitale Logik, die zur Verarbeitung der digitalen Worte erforderlich ist, benötigt in der das Detektionssystem bildenden integrierten Schaltung einigen Platz, aber die Erfordernisse der digitalen Logik sind sehr klein verglichen zu den Anforderungen für eine analoge Verarbeitung.
Die die Entscheidung erstellenden Funktionen des erfindungsgemäßen Detektionssystems sind durch Digitaltechnik realisiert.
Eine A/D-Umsetzung kann in verschiedenen Stufen der Signalverarbeitung durchgeführt werden. Deshalb können als eine Alternative zu den oben beschriebenen Ausführungsformen mit zwei Deltamodulatoren an der Eingangsseite des Detektionssystems A/D-Umsetzer vorgesehen sein, um Amplitudenwerte mit einer ausreichenden Auflösung zu erzeugen. Es wird dann eine übliche digitale Signalverarbeitung durchgeführt, anstelle einer Signalverarbeitung mit Hilfe geschalteter Kondensatornetzwerke.

Claims

System zum Erfassen von Herzereignissen für einen mit dem Herzen eines Patienten zu verbindenden Herzstimulator über wenigstens zwei unipolare Elektrodenleitungen oder wenigstens eine bipolare Elektrodenleitung mit einem Elektrodenpol im Atrium und einem Elektrodenpol im Ventrikel zum Abfühlen von Herzsignalen, wobei das genannte Erfassungssystem wenigstens zwei Signalkanäle enthält, für zwischen den zwei Elektrodenpolen beziehungsweise zwischen einem der Elektrodenpole und der Stimulatorkapsel abgefühlte Signale, jeder Signalkanal eine Signalverarbeitungsvorrichtung und eine Entscheidungslogikvorrichtung enthält, zum Vergleichen der Signale aus den beiden Signalkanälen mit Signalkriterien zum Erfassen des Auftretens eines Herzereignisses, dadurch gekennzeichnet, dass eine A/D-Umsetzvorrichtung vorgesehen ist, zum kontinuierlichen Umwandeln von Folgen von abgetasteten Werten der genannten abgefühlten Herzsignale in digitale Wörter für jeden Signalkanal, wobei die genannten Folgen von digitalen Wörtern wenigstens zwei Wörter für jeden Signalkanal enthalten, die genannte Entscheidungslogik ausgelegt ist, die genannten digitalen Wörter und ihre Unterschiede mit den genannten Kriterien zur Bestimmung des Auftretens eines Herzereignisses zu vergleichen.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Kriterien zum Erfassen einer R-Welle sind, dass die Folge von Wörtern, die das ventrikuläre Signal repräsentieren, welches zwischen dem genannten Ventrikel und der genannten Stimulatorkapsel aufgenommen worden ist, eine vorbestimmte Wertefolge erfüllt und dass die Wörter, die das zwischen dem genannten Ventrikel und dem Atrium aufgenommene ventrikuläre Signal repräsentieren, eine vorbestimmte Wertefolge erfüllen und dass der Unterschied zwischen den beiden Folgen von Wörtern niedriger ist als ein vorbestimmtes Kriterium für alle Wörter.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Kriterien zum Erfassen einer P-Welle sind, dass die Folge von Wörtern, die das zwischen dem genannten Atrium und dem genannten Ventrikel aufgenommene atriale Signal repräsentieren, Werte haben, die höher als ein vorbestimmtes Kriterium ist und dass die Folge von Wörtern, die das zwischen dem genannten Ventrikel und der genannten Stimulatorkapsel aufgenommene ventrikuläre Signal repräsentieren, Werte unterhalb eines vorbestimmten Kriteriums aufweisen.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass ein Kriterium zum Erfassen einer P-Welle ist, dass ein signifikanter Unterschied zwischen der Folge von Wörtern besteht, die das zwischen dem genannten Atrium und dem genannten Ventrikel aufgenommene atriale Signal repräsentieren und der Folge von Wörtern, die das zwischen dem Ventrikel und der Stimulatorkapsel aufgenommene ventrikuläre Signal repräsentieren.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass ein Kriterium zum Erfassen einer R-Welle ist, dass die Folge von Wörtern, die das zwischen dem Ventrikel und der Stimulatorkapsel aufgenommene ventrikuläre Signal repräsentiert ähnlich der Folge von Wörtern ist, die das zwischen dem Ventrikel und dem Atrium aufgenommene ventrikuläre Signal repräsentiert.
System nach Anspruch, dadurch gekennzeichnet, dass die genannte A/D-Umsetzvorrichtung einen in jedem der genannten Signalkanäle vorgesehenen Satz von Komparatoren (C10, C6 ... C0.3, C0.2, C-0.2, C-0.3 ... C-6, C-10; 14) enthält, jeder Komparator einen speziellen Bezugspegel aufweist, zum Vergleichen der genannten abgetasteten Werte der genannten abgefühlten Herzsignale mit den genannten Bezugspegeln, und dass ein Digitalumsetzer vorgesehen ist, um das Ergebnis der Vergleiche in Form der genannten digitalen Wörter einer „0" oder „1" für jeden Komparator darzustellen, abhängig davon, ob der abgetastete Signalwert oberhalb oder unterhalb des fraglichen Bezugspegels liegt.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die genannte A/D-Umsetzvorrichtung einen Satz von Komparatoren enthält, der zum Digitalisieren des Unterschieds zwischen den Signalen aus den beiden Signalkanälen vorgesehen ist.
System nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, dass benachbarte Bezugspegel der genannten Komparatoren logarithmisch um 30 bis 70% getrennt sind.
System nach einem der Ansprüche 6 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die genannten Bezugspegel sowohl positive als auch negative Pegelwerte enthalten.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass jede A/D-Umsetzvorrichtung einen Deltamodulator als Eingangsstufe enthält.
System nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass eine Speichervorrichtung vorgesehen ist, zum Speichern der genannten digitalen Wörter und dass Folgen derart gespeicherter Wörter der genannten Entscheidungslogikvorrichtung zum Vergleich mit den genannten Kriterien zugeführt werden.
System nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass eine Speichervorrichtung vorgesehen ist, zum Speichern der genannten digitalen Wörter und dass die genannte Entscheidungslogikvorrichtung eine Abtastvorrichtung enthält, zum Abtasten der genannten gespeicherten Wörter in aufeinander folgenden Malen zum Vergleichen der abgetasteten Wörter mit den genannten Kriterien.
System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Bezugswerterzeugungseinheit vorgesehen ist um die Bezugswerte der Komparatoren adaptiv einzustellen.
System nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die genannte Bezugswerterzeugungseinheit durch einen externen, telemetrisch zur Bezugswerterzeugungseinheit gelieferten Befehl aktivierbar ist, um einen adaptiven Einstellprozess zu starten.
System nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass die genannte Bezugswerterzeugungseinheit aktivierbar ist, die Bezugswerte in regelmäßigen Zeitintervallen adaptiv einzustellen.
System nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die genannte Bezugswerterzeugungseinheit kontinuierlich die genannten Bezugswerte als Funktionen der genannten abgefühlten Signale adaptiert.
System nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die genannte Bezugswerterzeugungseinheit aktivierbar ist, einen adaptiven Einstellprozess in Reaktion auf die Erfassung einer signifikanten Änderungen in den abgefühlten Signalen zu starten.
System nach einem der Ansprüche 13 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass die genannte Bezugswerterzeugungseinheit eine Mittelwertberechnungseinheit enthält, die einen Zähler umfasst, der A/D-umgesetzte binäre Signalwerte ohne das Vorzeichen zur Bestimmung des Durchschnittswertes während einer vorgegebenen Zeitdauer zählt.
System nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass die genannte Mittelwertberechnungseinheit ein digitales Rekursivfilter zum Erzeugen eines laufenden Signaldurchschnittswertes enthält.
System nach Anspruch 18 oder 19, dadurch gekennzeichnet, dass die genannte Mittelwertberechnungsvorrichtung so steuerbar ist, dass sie zu speziellen Zeiten arbeitet.
System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Impulsflanken/Zeit-Verarbeitungsvorrichtung mit dem Signalkanal verbunden ist, der mit einer im Atrium positionierten Elektrode zu verbinden ist, und dass die genannte Impulsflanken/Zeit-Verarbeitungsvorrichtung mit einer atrialen Fibrillationserfassungseinheit verbunden ist, zum Vergleichen der verarbeiteten Signalcharakteristiken mit Signalkriterien für die Bestimmung des Auftretens einer atrialen Fibrillation.
System nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, dass die genannten atriale Fibrillationserfassungseinheit so steuerbar ist, dass sie in Reaktion auf die Erfassung einer P-Welle inhibiert wird.
System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Mittelwertbildungsvorrichtung und eine Störsignalbestimmungseinheit zum Bestimmen des Störsignalpegels mit dem Signalkanal verbunden sind, der mit der Stimulatorkapsel in Verbindung steht.
System nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, dass die genannte Bezugswerterzeugungseinheit mit der genannten Mittelwertbildungsvorrichtung verbunden ist zum Inhibieren der Bezugswerteinstellung, falls der Störsignalpegel eine vorbestimmte Schwelle überschreitet.
System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die genannte Signalverarbeitungsvorrichtung ein Bandpassfilter mit einem Durchlassbereich zwischen 20 und 180 Hz enthält.
System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die genannte Signalverarbeitungsvorrichtung ein Anstiegsgeschwindigkeitsfilter enthält.
System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die genannten Komparatoren der genannten A/D-Umsetzvorrichtung und der genannten Signalverarbeitungsvorrichtung durch geschaltete Kondensatornetzwerke realisiert sind.
System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die genannte Entscheidungslogikvorrichtung so ausgebildet ist, dass sie über eine Vielzahl von Signalkanälen Signale empfängt, die durch verschiedene Elektrodenkombinationen abgefühlt worden sind, um Signalinformationen zur Bestimmung von Herzereignissen durch eine Multikriterienvergleichsprozedur zu unterscheiden.
Implantierter Herzstimulator, der vorgesehen ist, mit dem Herzen eines Patienten über wenigstens zwei unipolare Elektrodenleitungen oder wenigstens eine bipolare Elektrodenleitung verbunden zu werden, mit einem Elektrodenpol im Atrium und einem Elektrodenpol im Ventrikel, zum Abfühlen von Herzsignalen, gekennzeichnet durch ein System zum Erfassen von Herzereignissen gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche.