DE60223993T2

DE60223993T2 - Schaltung zur Detektion von Anomalien des Herzrhythmus durch Analyse von Zeitunterschieden zwischen monopolaren Signalen einer Leitung mit einer Multielektroden-Spitze

Info

Publication number: DE60223993T2
Application number: DE60223993T
Authority: DE
Inventors: Anders Björling; Sven-Erik Hedberg; Ulf Lindegren; Anders Lindgren
Original assignee: St Jude Medical AB
Current assignee: St Jude Medical AB
Priority date: 2001-11-27
Filing date: 2002-10-17
Publication date: 2008-12-04
Anticipated expiration: 2022-10-18
Also published as: EP1314450B1; EP1314450A3; US20030100923A1; DE60223993D1; EP1314450A2; US6950696B2

Description

Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung ist auf eine für den Einsatz in Schrittmachern, Kardiovertern, Defibrillatoren und dergleichen geeignete Herzleitung, wie auch auf eine Schaltung für die Verwendung einer solchen Leitung zum Erfassen von Herzrhythmusabnormalitäten, wie eine Fibrillation und eine Tachykardie gerichtet.
Beschreibung des Standes der Technik
Eine Herzleitung weist typischerweise ein proximales Ende mit einem Verbinder auf, der für die elektrische und mechanische Verbindung zu einer Herzunterstützungsvorrichtung, wie einen Schrittmacher, Kardioverter oder Defibrillator ausgelegt ist, sowie ein entgegengesetztes distales Ende, an dem eine oder mehrere Elektrode(n) angeordnet ist/sind. Zwischen dem distalen und dem proximalen Ende weist die Leitung eine flexible isolierende Hülle bzw. einen Mantel auf, der einen oder mehrere Leiter, abhängig von der Anzahl der Elektroden enthält.
Die Elektroden sind freigelegte leitende Oberflächen am distalen Ende der Leitung. Konventionelle Elektrodenkonfigurationen umfassen eine unipolare Konfiguration und eine bipolare Konfiguration. Bei einer unipolaren Konfiguration befindet sich am distalen Ende nur eine Elektrode, typischerweise eine Halbkugel, welche die distale Spitze bedeckt. Typischerweise wird das Gehäuse der Herzunterstützungsvorrichtung oder ein Teil desselben als indifferente Elektrode bzw. Rückführelektrode benutzt. Eine bipolare Leitung weist zwei Elektrodenflächen auf, die voneinander durch einen kleinen Zwischenraum getrennt sind. Typischerweise ist eine dieser Elektroden als halbkugelförmige Elektrode an der distalen Spitze der Leitung ausgebildet und die andere ist eine die Hülle ringförmig umgebende Ringelektrode, welche mit kleinem Abstand hinter der Spitzenelektrode liegt.
Bei den meisten modernen Herzunterstützungsvorrichtungen wird die Elektrodenleitung nicht nur dazu benutzt, eine geeignete Herzunterstützung in Form von elektrischen Impulsen zu liefern, sondern auch dazu, die Herzaktivität zu detektieren. Die Detektion der Herzaktivität kann mehreren Zwecken dienen, wie für den Einsatz bei der Bestimmung, ob Einstellungen für die Herzunterstützungsbehandlung erforderlich sind, wie auch zum Identifizieren von Herzrhythmusabnormalitäten, wie des Auftretens einer Tachykardie oder Fibrillation, die eine sofortige präventive Aktion notwendig machen können. Insbesondere im Falle eines Kardioverters oder eines Defibrillators, welcher normalerweise passiv ist, wenn nicht und bis eine Tachykardie oder Fibrillation detektiert wird, ist es wichtig, nicht nur zuverlässig eine Tachykardie oder Fibrillation zu detektieren, wenn sie auftritt, sondern es ist auch wichtig, eine Herzrhythmusabnormalität, die kein Notfall ist, nicht irrtümlich als Tachykardie oder Fibrillation zu identifizieren, da das Applizieren der Notfallanwendung bei einem gesunden Herz möglicherweise eine Notfallsituation erzeugt, wo keine existiert. Darüber hinaus verursacht wenigstens im Falle eines Defibrillators ein unnötiges Auslösen der extrem starken Defibrillationsenergie beim Patienten ein beträchtlichen Unbehagen.
Im US-Patent Nr. 5,306,292 ist eine Elektrodenleitung für einen Herzschrittmacher beschrieben, welche eine distale Spitze mit einer Anzahl von eng beabstandeten Elektroden auf diese Spitze aufweist, wobei der Rest der halbkugelförmigen Oberfläche der distalen Elektrodenspitze nicht leitend ist. Eine Schaltung in dem Schrittmachergehäuse, die mit den betreffenden Elektroden über das Elektrodenleitungskabel verbunden ist, erlaubt es, dass die gesamte leitende Fläche und Geometrie der distalen Spitze der Elektrodenleitung selektiv variiert wird, indem die Elektroden in verschiedenen Kombinationen aktiviert werden. Zum Beispiel kann durch eine Autocapture-Einheit die Kombination von Elektroden (d. h. von leitenden Oberflächen) an der Elektrodenspitze bestimmt werden, die die niedrigste Stimulationsschwelle liefert, so dass der Energieverbrauch reduziert werden kann.
Es sind viele Algorithmen zum Analysieren der mit unipolaren und bipolaren Leitungen erhaltenen detektierten Signalwellenformen bekannt. Eine Bedingung für ein geeignetes Funktionieren der meisten dieser Algorithmen ist es, dass das Signal, welches in den Algorithmus eingeht, relativ rauschfrei ist. Das detektierte Signal kann in seiner Rohform durch Störungen verdorben sein, die durch elektromagnetische Interferenzen in der Umgebung des Patienten erzeugt werden, wie auch durch Muskelaktivität. Solche Störungen können beispielsweise speziell im Falle einer unipolaren Leitung, aber auch zu einem bestimmten Ausmaß bei einer bipolaren Leitung ein Fibrillationsmuster imitieren.
Konventionelle Störsignalentfernungstechniken umfassen Filterung und andere Arten von Signalbearbeitungsprozeduren.
Nachdem das eintreffende Signal angemessen rauschfrei gemacht worden ist, analysieren konventionelle Detektionsalgorithmen das Signal durch Vornahme eines oder mehrerer Schwellen- Wertvergleiche und/oder durch Analysieren der Rate des Auftretens einer bestimmten Charakteristik des Signals (d. h. Maxima, Minima, Nulldurchgänge etc.) über eine vorgegebene Zeitperiode. Ein Vergleich der Signalwellenform mit gespeicherten Signalschablonen, die jeweils zuvor erhaltene abnormale Signale repräsentieren, ist ebenfalls eine bekannte Technik. Auf diese Weise wird eine Bestimmung im Hinblick darauf durchgeführt, ob das eintreffende Signal einen normalen Sinusrhythmus, eine PVC (vorzeitige ventrikuläre Kontraktion), eine Tachykardie, eine atriale Fibrillation, eine ventrikuläre Fibrillation, etc. repräsentiert.
Das Dokument US 6,152,882 beschreibt eine implantierbare Vorrichtung mit einer Multielektrodenspitze gemäß dem Oberbegriff von Anspruch 1.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Es ist ein Ziel der vorliegenden Erfindung, eine Schaltung zum Analysieren von Signalen, die durch eine Herzleitung mit eine Multielektrodenspitze erhalten worden sind, verfügbar zu machen, um Herzabnormitäten zu detektieren, so dass Abhilfe schaffende Maßnahmen vorgenommen werden können.
Das obige Ziel wird gemäß der technischen Lehre der beigefügten Ansprüche erreicht. Gemäß der Schaltung der Erfindung zum Analysieren von unipolaren Signalen die jeweils von punktförmigen Elektroden erhalten worden sind, welche an der distalen Spitze einer Herzleitung angeordnet sind, welche in gleichzeitigem Kontakt mit den Herzgewebe stehen, werden zeitbezogene Unterschiede zwischen zwei oder mehreren der unipolaren Signale analysiert und das Ergebnis dieser Analyse wird dazu benutzt, um festzustellen, ob eine Herzrhythmusabnormalität existiert. Diese zeitbezogenen Differenzen, die durch die unipolaren Signale von den punktförmigen Elektroden dargestellt werden, entstehen, weil selbst wenn die Elektroden sehr nahe beieinander liegen, die Geschwindigkeit der Depolarisation des Herzgewebes verglichen zu diesem Abstand nicht vernachlässigbar ist. Für einen speziellen Patienten und eine spezielle Stelle der Multipunkt-Leitung tritt zwischen den unipolaren Signalen bei jedem Herzschlag während des normalen Sinusrhythmus die selbe Zeitdifferenz auf. Während einer Tachykardie oder Fibrillation sind Geschwindigkeit und Richtung der sich fortpflanzenden Depolarisation verschieden und es entsteht ein anderes Zeitdifferenzmuster.
Die entsprechenden unipolaren Signale aus den punktförmigen Elektroden zeigen jeweils eine Morphologie, die von Elektrode zu Elektrode identisch ist. Die Tatsache, dass die Morphologien der betreffenden unipolaren Signale virtuell identisch sind, wird dazu ausgenutzt, um die Zeitverschiebung oder Zeitversetzung eines unipolaren Signals gegenüber den anderen zu identifizieren. Bei einer Ausführungsform wird diese Zeitversetzung dazu benutzt, ein verzögertes Differenzsignal zu erzeugen, welches während des normalen Sinusrhythmus Null oder nahezu Null ist, während einer Tachykardie oder Fibrillation infolge einer verschiedenen Depolarisationsgeschwindigkeit und Richtung aber eine höhere Amplitude aufweist. Falls und wenn die Amplitude des verzögerten Differenzsignals, sei es gefiltert oder nicht, einen Schwellenwert überschreitet, wird eine Herzrhythmusabnormalität angezeigt. Bei einer weiteren Version der ersten Ausführungsform der erfindungsgemäßen Schaltung werden zwei oder mehr unipolare Signale miteinander korreliert. Da wiederum die Morphologien von zwei Signalen, abgesehen von der Zeitverschiebung, mehr oder weniger identisch sind, kann die Zeitverzögerung zwischen den Signalen leicht unter Verwendung beispielsweise der Korrelation bestimmt werden. Wenn diese Zeitdifferenz, wie sie durch diese Analyse bestimmt wird, zu weit von dem abweicht, was als normal angesehen wird, wird dies als eine Anzeige dafür genommen, dass eine Herzrhythmusabnormalität vorliegt.
Für einen bestimmten Patienten können der absolute Wert und die Zeitverschiebung identifiziert und gespeichert werden, welche jeweils kennzeichnend für eine Tachykardie und Fibrillation sind, so dass die beiden durch Analyse der Zeitversetzung voneinander unterschieden werden können und somit kann ein geeignetes Signal ausgegeben werden, um verschiedene Arten von geeigneten Abhilfe schaffenden Maßnahmen einzuleiten. Ähnlich können verschiedene Werte für das Korrelationsergebnis erhalten und gespeichert werden, die jeweils kennzeichnend für eine Tachykardie oder Fibrillation sind.
Bei einer dritten Version der ersten Ausführungsform bildet die Sequenz des Eintreffens der unipolaren Signale an den betreffenden punktförmigen Elektroden ein Muster und es wird abhängig von diesem Muster die Existenz und/oder der Typ der Herzrhythmusabnormalität identifiziert.
Bei einer weiteren Ausführungsform der erfindungsgemäßen Schaltung werden die unipolaren Signale über eine Telemetrieverbindung durch einen Arzt überprüft, der eine externe Programmiervorrichtung betätigt und der Arzt wählt einen Herzschlag aus, von dem er glaubt, dass er am besten einen speziellen Typ der Herzaktivität einschließlich verschiedener Arten einer Herzab normalität repräsentiert. Das Muster der Sequenz der ausgewählten unipolaren Signalerfassungen wird als Schablone gespeichert und nachfolgend erhaltene, unipolare Signaldetektionen, wie sie während der täglichen Aktivität des Patienten auftreten, werden mit der gespeicherten Schablone, beispielsweise durch die Vornahme einer Mustererkennung, verglichen. Abhängig von der Ähnlichkeit nachfolgender unipolarer Signale mit der gespeicherten Schablone wird das Vorhandensein einer Herzrhythmusabnormalität detektiert.
Die punktförmigen Elektroden der Herzleitung sind individuell aus leitendem Material gebildet, und an der Oberfläche der distalen Spitze der Leitung durch elektrisch isolierendes Material getrennt. Die Anordnung der Elektrodenpunkte kann einen zentral angeordneten Elektrodenpunkt mit einer Anzahl weiterer Elektrodenpunkte umfassen, die ringförmig um den zentral angeordneten Punkt positioniert sind. Die ringförmig positionierten Elektrodenpunkte können an radial symmetrischen Positionen relativ zum zentral angeordneten Punkt positioniert sein.
Die multiplen Punkte produzieren jeweils Signale, die Merkmale aufweisen, welche von Punkt zu Punkt geringfügig in der Zeit versetzt sind, so dass eine Analyse dieser Signale durch Überwachen der betreffenden Versetzungen vorgenommen werden kann. Die Versetzungen werden repräsentiert durch relativ leicht erkennbare Wellenformmerkmale wie Maxima, Minima oder maximale Flankensteilheit.
Jeder Elektrodenpunkt hat vorzugsweise einen Durchmesser von 0,5 mm, wobei der Rand-zu-Rand-Abstand zwischen den jeweiligen Punkten nahezu gleich ist. Eine Herzzelle ist etwa 0.02 mm breit und annähernd 0,1 mm lang. Dies bedeutet, dass ein Elektrodenpunkt eine große Anzahl von Herzzellen bedeckt. Wenn eine sich ausbreitende Wellenfront die multiplen Punkte passiert, werden die gekoppelten Herzzellen in der Reihenfolge aktiviert. Dies bedeutet, dass die durch die jeweilige Punktelektrode in einer unipolaren Weise registrierten Signale ähnliche Impulsformen (Wellenformen) „sehen" aber mit kleinen Zeitversetzungen von Punkt zu Punkt. Während einer normalen Wellenausbreitung folgen die Herzzellenerregungen einem relativ synchronen und koordinierten Muster. Während einer Fibrillation ist ein solches Muster jedoch nicht vorhanden. Selbst für den kleinen Bereich, der in Kontakt mit der distalen Spitze der Leitung steht, wird durch die betreffenden Punkt eine desorganisierte elektrische Aktivität registriert. Durch Erhalten individueller Signale für jeden Elektrodenpunkt und darauffolgendes Analysieren dieser Signale als Gruppe können Schlussfolgerungen darüber gezogen werden, ob eine normale Sinusaktivität vorliegt oder irgendein Typ einer Herzabnormalität.
Gemäß der Erfindung besteht eine geeignete Methode zum Analysieren der von den betreffenden Elektrodenpunkten erhaltenen Signale darin, unipolare Signale von den betreffenden Punkten zu erhalten, wobei das Herzunterstützungsgehäuse als Grundpegel dient. Durch Vergleichen der Differenz zwischen den entsprechenden Signalen aus zwei Punkten wird ein bipolares Signal erhalten, obwohl dieses von einem konventionellen bipolaren Signal verschieden ist, welches mit der Konfiguration einer Spitzenelektrode und einer Ringelektrode erhalten wird. Für eine Analyse stehen so mehrere Differenzsignale zur Verfügung und es ist auch möglich, einen der Elektrodenpunkte als Bezugspunkt einzusetzen und sämtliche Differenzsignale auf das von dem einen Punkt erhaltene Signal zu beziehen.
BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 ist eine schematische Stirnansicht der Spitze einer Elektrodenleitung bei einer Ausführungsform mit sieben Elektrodenpunkten, entsprechend den Prinzipien der vorliegenden Erfindung.
2 ist ein Blockdiagramm, das die Basiskomponenten einer implantierbaren Herzunterstützungsvorrichtung zeigt, die gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung aufgebaut ist und arbeitet.
3 stellt das unipolare Signal aus dem zentral angeordneten Elektrodenpunkt bei der Ausführungsform von 1 dar.
4 stellt entsprechende Differenzsignale zwischen dem zentral angeordneten Elektrodenpunkt und anderen Elektrodenpunkten gemäß der Erfindung dar.
5 ist ein Blockdiagramm einer Ausführungsform für den in 2 bezeichneten Block „Herzschlag-Identifikation".
6 stellt Eingangssignale aus den Elektrodenpunkten bei der Ausführungsform nach 1 dar.
7 stellt die Ausgangsimpulse für die in 6 gezeigten intrakardialen Signale dar.
8 stellt das Detektorimpulsmuster für den vierten Schlag in 7 dar.
9 stellt das Detektorimpulsmuster für den fünften Schlag in 7 dar.
10 ist ein Blockdiagramm einer Ausführungsform der Mustererkennungseinheit von 5.
11 stellt die Ergebnisse aus der Mustererkennungseinheit und ein Eingangssignal dar.
BESCHREIBUNG BEVORZUGTER AUSFÜHRUNGSFORMEN
Eine Ausführungsform der Elektrodenleitung für den Einsatz bei der Schaltung gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung ist in 1 dargestellt, welche eine Ansicht direkt auf die distale Spitze (stark vergrößert) der Herzleitung zeigt. Wie aus 1 ersichtlich, weist die Leitungsspitze eine Anzahl von auf dieser verteilten elektrischen Punkten auf, umfassend einen zentral angeordneten Elektrodenpunkt 1 und eine Anzahl weiterer Elektrodenpunkte, die relativ zu dem zentral angeordneten Elektrodenpunkt 1 positioniert sind. In der Ausführungsform von 1 sind sechs weitere Elektrodenpunkte 2 bis 7 für eine Gesamtzahl von sieben Elektrodenpunkten bei der Ausführungsform von 1 gezeigt. Bei der Ausführungsform von 1 sind die Elektrodenpunkte ringförmig um den zentral positionierten Elektrodenpunkt 1 angeordnet; es sind jedoch auch andere Orte möglich.
Die in 1 dargestellten Achsen weisen willkürliche Einheiten auf und sind nur zum Zweck einer Orientierung hinsichtlich der relativen Anordnung der Elektrodenpunkte 1 bis 7 vorgesehen. Jeder Elektrodenpunkt hat einen Durchmesser von annähernd 0,5 mm.
Die in 1 gezeigte Leitungsspitze befindet sich am distalen Ende einer flexiblen, implantierbaren Elektrodenleitung (schematisch in 2 gezeigt), welche am entgegengesetzten Ende einen Stecker aufweist, der ausgelegt ist, in eine Herzunterstützungsvorrichtung, wie einen Schrittmacher, Kardioverter oder Defibrillator eingepasst zu werden. Die Leitung enthält jeweils Leiter für die Elektrodenpunkte 1 bis 7, wobei jeder Leiter gegenüber den anderen isoliert ist und die gesamte Leitung in eine isolierende Hülle eingehüllt ist, wie es Standard ist. Die Oberfläche der Elektrodenspitze, welche die betreffenden Elektrodenpunkte 1 bis 7 umgibt, besteht aus isolierendem Material, so dass die Elektrodenpunkte gegenseitig elektrisch isoliert sind.
In der Praxis wird von jedem der Elektrodenpunkte 1 bis 7 ein unipolares Signal erhalten, d. h. es werden sieben unipolare Signale erhalten. Diese unipolaren Signale können durch Zeitversetzungs-(Verschiebungs-)Differenzen zwischen den jeweiligen unipolaren Signalen von zweien der Elektrodenpunkte analysiert werden. Der Grund, weshalb diese Zeiteffekte existieren, ist der folgende:
Die Depolarisation von Herzzellen kann als ein Vorgang angesehen werden, der durch eine sich fortpflanzende Wellenfront repräsentiert wird. Falls angenommen wird, dass sich die Wellenfront in 1 von rechts nach links fortpflanzt, wobei die jeweiligen unipolaren Signale aus den Elektrodenpunkten 1 bis 7 abgetastet werden, wie sich die Wellenfront ausbreitet, trifft die Wellenfront beim Elektrodenpunkt 5 beispielsweise später ein als beim Elektrodenpunkt 1, weil der Abstand zwischen den Elektrodenpunkten relativ zur Ausbreitungsgeschwindigkeit der Wellenfront und der Abtastfrequenz nicht vernachlässigbar ist. Es ist keine Zeitverschiebung vorhanden, beispielsweise zwischen dem Eintreffen der Wellenfront an den Elektrodenpunkten 3 und 7 oder dem Eintreffen der Wellenfront an den Elektrodenpunkten 4 und 6.
Es wird als ein Beispiel angenommen, dass das unipolare Signal aus dem Elektrodenpunkt 5 verglichen zum unipolaren Signal aus dem Elektrodenpunkt 1 um 1 ms versetzt bzw. verschoben ist (bzw. um 5 Abtastungen, falls die Abtastfrequenz 5 kHz beträgt). Die jeweiligen Wellenformen der unipolaren Signale aus den Elektrodenpunkten 1 und 5 haben grundsätzlich das gleiche Aussehen, aber als verallgemeinerte Aussage ist das unipolare Signal aus dem Elektrodenpunkt 5 um 5 Abtastvorgänge gegenüber dem unipolaren Signal aus dem Elektrodenpunkt 1 verschoben. Deshalb ist die Zeitdifferenz zwischen einer Stichprobe zu einer vorgegebenen Zeit t in dem aus dem Elektrodenpunkt 5 erhaltenen unipolaren Signal und einer Stichprobe zur Zeit t – 5 in dem aus dem Punkt 1 erhaltenen unipolaren Signal gleich 0. Falls die Wellenfront jedoch aus einer anderen Richtung kommt und es wird die Differenz zwischen den Stichproben bei diesen Zeiten in den beiden unipolaren Signalen berechnet, dann ist das Differenzsignal nicht 0.
So ist jeder Kombination von Elektrodenpunktpaaren und Fortpflanzungsrichtung der Wellenfront dieser Kombination einer Zeitverzögerung zugeordnet, die einer eindeutigen Anzahl von Stichproben bzw. Abtastungen entspricht. Mit anderen Worten, ist es erforderlich, eines der unipolaren Signale um diese eindeutige Anzahl von Abtastungen zu verzögern (verschieben) bevor ein bipolares Signal mit einem anderen unipolaren Signal erzeugt wird, um ein minimales Signal zu erhalten. Die Anzahl der Abtastungen um die es erforderlich ist, eines der unipolaren Signale relativ zu dem anderen zu verschieben, wird durch Berechnen der Korrelation zwischen diesen beiden unipolaren Signalen für unterschiedliche Zeitverschiebungen bestimmt. Die Verschiebung eines der Signale um die erwähnte eindeutige Anzahl von Abtastungen ergibt das höchste Korrelationsergebnis. Da die Berechnung der Korrelation verschiedene Multiplikationen umfasst, was zeitaufwendig ist, ebenso wie es Prozessoranforderungen aufbürdet, kann alternativ die Summe der absoluten Differenzen zwischen den beiden Signalen berechnet werden. Eine Verschiebung von einem Signal relativ zu dem anderen durch die erwähnte eindeutige Anzahl von Abtastungen erzeugt die kleinste Summe der absoluten Differenzen.
Um die Differenzsignale als Analysewerkzeug zum Identifizieren von Herzabnormalitäten zu benutzen, muss identifiziert werden, welche Verzögerung für eine vorgegebenes Paar von Punkten als Ergebnis des normalen Sinusrhythmus auftritt, bei dem sich die Wellenfront die meiste Zeit von einer speziellen Richtung aus fortpflanzt. Falls und wenn infolge einer chaotischen elektrischen Aktivität des Herzgewebes eine Fibrillation auftritt, pflanzt sich die Wellenfront von verschiedenen Richtungen aus fort und die Abweichung der Verzögerung von der Verzögerung, welche als Repräsentation eines normalen Sinusrhythmus identifiziert worden ist, kann als ein Indikator für das Einsetzens der Fibrillation benutzt werden.
Im Allgemeinen verläuft die Prozedur zum Analysieren der unipolaren Signale aus einem Paar von Elektrodenpunkten wie folgt. Die einem Paar von Elektrodenpunkten zugeordnete Verzögerung während eines normalen Sinusrhythmus wird identifiziert, beispielsweise durch Korrelation oder eine andere geeignete Technik. Diese Verzögerung kann als Verzögerung d bezeichnet werden. Während des Betriebs der Herzunterstützungsvorrichtung wird kontinuierlich ein verzögertes Differenzsignal berechnet, wie x1(t) – x2(t – d), anstelle des unverzögerten Differenzsignals x1(t) – x2(t), wobei x1 und x2 die betreffenden unipolaren Signale aus zwei Elektrodenpunkten in dem der Betrachtung unterworfenen Paar bedeuten. Falls das verzögerte Differenzsignal, erforderlichenfalls bei geeigneter Filterung, größer als ein Schwellenwert ist, wird angenommen, dass ein Abschnitt eines Nicht-Sinus Rhythmus vorliegt. Der Schwellenwert kann ein vorbestimmter Wert sein, oder er kann angepasst werden, wenn die Daten gesammelt werden.
Wie oben erwähnt, ist das, was wirklich unter Verwendung der in 1 gezeigten Elektrodenleitung detektiert wird, ob die sich fortpflanzende Wellenfront aus einer Richtung eintrifft, welche verschieden von der ist, die während eines normalen Sinusrhythmus auftritt. Dieser Wechsel in der Richtung, neben dem Entstehen eines Fibrillationsabschnittes, kann infolge einer vorzeitigen ventrikulären Kontraktion (PVC) entstehen, oder infolge einer geringfügigen Verlagerung der Leitung. Wie nachfolgend erläutert wird, kann durch geeignetes Filtern und/oder einen geeigneten Entscheidungsalgorithmus die fälschliche Detektion einer PVC als ventrikuläre Fibrillation eliminiert werden. Die Wahrscheinlichkeit einer Leitungsverlagerung wird nach einiger Zeit, die auf die Implantation folgt, vernachlässigbar.
Es wird empfohlen, den Verzögerungsfaktor periodisch wiederholt zu initialisieren, d. h. die dem normalen Sinusrhythmus zugeordnete Verzögerung in vorgegebenen Intervallen oder wenn sich das verzögerte Differenzsignal langsam um mehr als einen vorbestimmten Prozentsatz geändert hat, erneut zu identifizieren.
In 2 sind die Grundkomponenten einer implantierbaren Herzunterstützungsvorrichtung gemäß der Erfindung gezeigt. Die implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung kann beispielsweise ein Schrittmacher, ein Kardioverter oder ein Defibrillator sein.
Die implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung weist eine Eingangsstufe mit Verstärkern und Filtern auf, zu denen entsprechende Leiter, die zusammen eine Herzleitung bilden, von den Elektrodenpunkten 1 bis 7 geführt sind. Die unipolaren Signale aus den Elektrodenpunkten 1 bis 7 werden zu einer Herzschlagidentifikationsstufe wie auch zu einer Hauptschaltung in der Herzunterstützungsvorrichtung geführt. Das Funktionieren der Herzschlagidentifikationsstufe wird nachfolgend an Hand von mehreren Ausführungsformen beschrieben. Die Hauptschaltung ist irgendein Schaltungstyp, der für die Herzunterstützungsvorrichtung geeignet ist und kann eine Stimulationslogik enthalten, falls die Vorrichtung ein Schrittmacher ist oder eine Defibrillationsschaltung, falls die Vorrichtung ein Defibrillator ist. Die geeignete Herzunterstützungstherapie wird mittels der Hauptschaltung in bekannter Weise erzeugt und zum Patienten über die oben erwähnte Elektrodenleitung oder eine andere geeignet ausgebildete Elektrodenleitung geliefert. Die Hauptschaltung ist somit eine konventionelle Schaltung, mit der Ausnahme, dass sie auf ein Herzschlagidentifikationssignal reagiert, das gemäß der Erfindung erzeugt wird.
Die Hauptschaltung steht auch in Verbindung mit einer Telemetrieeinheit, die mit einem externen Programmiergerät in bekannter Weise drahtlos kommuniziert, um Patientendaten auszulesen und erforderlichenfalls Änderungen in den Betriebsparametern der implantierbaren Herzunterstützungsvorrichtung vorzunehmen.
Auf der Grundlage der unipolaren Signale aus den Punkten 1, 2, 3 und 4 wird die Zeitdifferenz zwischen den Punkten 1 und 2, den Punkten 1 und 3 sowie den Punkten 1 und 4 als Funktion der Zeit unter Benutzung der Korrelation berechnet. Ein Abschnitt einer vorbestimmten Länge, d. h. die Länge des Fensters der Signale von Punkt 1 und Punkt 2 wird ausgewählt. Die Fensterlänge kann beispielsweise eine Sekunde sein. Die Korrelation zwischen den zwei Signalabschnitten der betreffenden unipolaren Signale wird dann berechnet und gespeichert. Das Signal von Punkt 2 wird dann verglichen zu dem Signal von Punkt 1 um eine Abtastung verschoben und die Korrelation erneut berechnet und gespeichert. Das Fenster wird dann um zwei Abtastungen von der ursprünglichen Position aus verschoben und eine neue Korrelation berechnet und gespeichert. Dieser Prozess wird für eine vorbestimmte Anzahl von Verschiebungen des Fensters sowohl in die positive wie auch in die negative Richtung wiederholt. Die durch die höchste Korrelation (Übereinstimmung) erzeugte Verschiebung ist die Verzögerung zwischen den beiden fraglichen Punkten. Wie oben beschrieben, kann alternativ die Summe der Quadrate der Signaldifferenzen benutzt werden, um die Zeit und die Schwierigkeiten zu vermeiden, die mit Korrelationsberechnungen verbunden sind. Bei dieser alternativen Ausführungsform sollte ein Minimum gesucht werden.
Mit fortschreitender Zeit wird der Prozess wiederholt, so dass eine Aufzeichnung der Zeitdifferenz verglichen zum mittleren Punkt als Funktion der Zeit entsteht. Dies ist in 4 gezeigt. Es wurde der selbe, oben beschriebene Algorithmus zum Bestimmen der Zeitdifferenz zwischen den Punkten 1 und 3 sowie den Punkten 1 und 4 benutzt.
Wie aus 4 ersichtlich, ist die Zeitverzögerung bzw. Zeitdifferenz während des normalen Sinus-Rhythmus konstant und variiert während einer Fibrillation. Eine variierende Zeitdifferenz zwischen einem Paar von Punkten ist somit ein Hauptanzeichen einer Fibrillation. Das Zeitdifferenzsignal kann nach einer Filterung, einer Differentiation oder einer anderen Bearbeitung in Verbindung mit einem Schwellenwertpegel verwendet werden, um eine Fibrillation zu detektieren.
Eine Ausführungsform der Herzschlagidentifikationsstufe von 2 ist in 5 gezeigt. Bei dieser Ausführungsform werden von der Elektrodenpunktleitung empfangene Signale zu einem QRS-Detektor geführt. Diese Signale werden von dem QRS-Detektor zu einer Mustererkennungseinheit sowie einem Schablonenkollektor geliefert. Der Schablonenkollektor steht über die Hauptschaltung und die Telemetrieverbindung mit dem externen Programmiergerät in Verbindung. Signale aus der Elektrodenpunktleitung treffen über den QRS-Detektor fortlaufend bei dem Schablonenkollektor ein und werden in ein Schieberegister eingespeist. Über die Telemetrieverbindung kann ein Arzt, der die Herzaktivität überwacht, den Inhalt des Schieberegisters einfrieren, wenn ein repräsentativer Schlag der Art vorliegt, wie sie als Schablone gespeichert werden soll. Ansonsten laufen die Signale durch das Schieberegister und werden nicht gespeichert oder daran gehindert in das genannte Schieberegister einzutreten. Wenn der Arzt ein am Programmiergerät angezeigtes Signal des Typs erkennt, welches der Arzt zu speichern wünscht, betätigt der Arzt das Programmiergerät, um zu veranlassen, dass das Signal in dem Schablonenspeicher gespeichert wird.
Als Beispiel sind in 6 Eingangssignale von den Elektrodenpunkten 1 bis 7 dargestellt, die während des Auftretens einer PVC erhalten worden sind. Die PVC tritt in der Mitte von 6 auf. 7 zeigt die Detektorimpulse am Ausgang des QRS-Detektors für die in 6 gezeigten Signale. Es sind keine unterscheidbaren Muster vorhanden, die in 7 visuell hervortreten, aber falls Impulse von den Signalen aus den Elektrodenpunkten 1 bis 7 empfangen und wie oben beschrieben analysiert werden, kann, wie in den 8 und 9 gezeigt, eine zuverlässige Detektion vorgenommen werden. Das Detektorimpulsmuster für den vierten Schlag innerhalb der in 6 gezeigten Signale, ist in 8 dargestellt. Das Impulsmuster für den nächsten Schlag (den fünften Schlag), welches ein normaler Schlag ist, ist in 9 gezeigt. Wenn eine Analyse in dieser Weise vorgenommen wird, ist der Unterschied leicht erkennbar.
In 10 sind Einzelheiten einer Ausführungsform für den Mustererkennungsblock von 5 dargestellt. Die Eingangssignale IN1–IN7 sind Impulse des in den 8 und 9 gezeigten Typs. Diese Impulse werden jeweils den Schieberegistern 1–7 zugeführt und die Ausgänge dieser Schieberegister werden einer Formgebungseinheit zugeführt. Die Mustererkennungseinheit wird ebenfalls mit zwei weiteren Eingangssignalen IN8 und IN9 beliefert, die jeweils die QRS-Schablone und die PVC-Schablone repräsentieren, welche in dem Schablonenspeicher gespeichert sind. Das (nicht gezeigte) Taktsignal für den Betrieb dieser Schieberegister ist das gleiche wie es benutzt worden ist, um die gespeicherten Schablonen zu erzeugen, d. h. das Taktsignal, welches benutzt worden ist, um die Signale vom QRS-Detektor zum Schablonenkollektor zu liefern. Dies ist erforderlich, damit zwischen den momentan detektieren Signalen und den gespeicherten Schablonen eine direkte Beziehung besteht.
Das Ausgangssignal der Signalumformeinheit wird zu jeder der zwei Punkterzeugungsumformstufen („Punkterzeugung” bedeutet das Vektorpunktprodukt) geleitet. Diese Punkterzeugungsumformstufen werden jeweils mit den QRS- und PVC-Schablonen beliefert. Durch Bilden des jeweiligen Punktproduktes dieser Schablonen in Vektorform, wobei der Vektor durch die Eingänge IN1–IN7 in der Umformungseinheit gebildet wird, wird eine Anzeige dafür erhalten, ob eine normale QRS-Aktivität vorliegt oder ob eine PVC vorhanden ist.
Anstelle einer Verwendung des Punktproduktes sind andere mögliche Techniken die Konvolution (Faltung) und die Kreuzkorrelation.
11 zeigt repräsentative Signale der in 10 dargestellten Schaltung. Das obere Signal ist eines der Eingangssignale zum QRS-Detektor, das mittlere Signal ist das Ausgangssignal des QRS-Pegel-Detektors und das untere Signal ist das Ausgangssignal des PVC-Pegel-Detektors.
Obwohl durch Fachleute auf dem einschlägigen Gebiet Modifikationen und Änderungen zum Vorschlag gebracht werden können ist es Absicht der Erfinder, in das gewährte Patent alle Änderungen und Modifikationen einzubeziehen, so weit sie vernünftiger Weise und sachgerecht innerhalb des Umfangs ihres Beitrags zur Technik liegen.

Claims

Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung enthaltend: eine Herzleitung mit einer Mehrzahl von Elektroden an einer Spitze der genannten Herzleitung, die elektrisch voneinander getrennt sind, wobei die genannte Spitze der genannten Herzleitung für eine Platzierung in Kontakt mit Herzgewebe so ausgelegt ist, dass sich alle der genannten Elektroden gleichzeitig in einem im Wesentlichen fixierten Kontakt mit dem genannten Herzgewebe befinden; einen mit der genannten Herzleitung verbundenen elektrischen Stimulationsgenerator zum Liefern einer elektrischen Stimulation zu dem genannten Herzgewebe über die genannte Mehrzahl von Elektroden; eine mit dem genannten elektrischen Stimulationsgenerator verbundene Steuereinheit; einen QRS-Detektor, der über die genannten Elektroden jeweils individuelle, unipolare, elektrische Signale aus dem genannten Herzgewebe erhält, wobei die genannten unipolaren Signale zueinander eine Zeitbeziehung aufweisen; und eine Auswertungsschaltung, die die genannte Zeitbeziehung analysiert, um ein Analyseergebnis zu erhalten, dadurch gekennzeichnet, dass die genannte Auswertungsschaltung abhängig von dem genannten Analyseergebnis ein, eine Herzrhythmusabnormalität anzeigendes Signal für die genannte Steuereinheit zum Triggern der Ausgabe der genannten elektrischen Stimulation durch den genannten elektrischen Stimulationsgenerator erzeugt.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung, wie in Anspruch 1 beansprucht, wobei die genannte Auswertungsschaltung die genannte Zeitbeziehung analysiert, um zu bestimmen, ob eines der genannten unipolaren Signale mit einer Zeitverschiebung gegenüber einem anderen der genannten unipolaren Signale erhalten wurde und, falls dies so ist, abhängig von der genannten Zeitverschiebung das genannte, eine Herzrhythmusabnormalität anzeigende Signal erzeugt.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung, wie in Anspruch 2 beansprucht, wobei die genannte Auswertungsschaltung das genannte, eine Herzrhythmusabnormalität anzeigende Signal abhängig von einem absoluten Wert der genannten Zeitverschiebung erzeugt.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung, wie in Anspruch 1 beansprucht, wobei die genannte Auswertungsschaltung die genannte Zeitbeziehung durch Korrelieren eines der genannten unipolaren Signale mit einem anderen der genannten unipolaren Signale analysiert, um ein Korrelationsergebnis zu erhalten, und abhängig von dem genannten Korrelationsergebnis das genannte, eine Herzrhythmusabnormalität anzeigende Signal erzeugt.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung, wie in Anspruch 4 beansprucht, wobei die genannte Auswertungsschaltung das genannte eine, der genannten unipolaren Signale mit einem anderen, der genannten unipolaren Signale korreliert durch Definieren eines Zeitfensters, Abtasten des genannten einen der genannten unipolaren Signale und des genannten anderen der genannten unipolaren Signale, Korrelieren von Abtastungen von dem genannten einen der genannten unipolaren Signale in dem genannten Zeitfenster mit Abtastungen von dem genannten anderen der genannten unipolaren Signale in dem genannten Zeitfenster, um ein erstes Korrelationsergebnis zu erhalten, nachfolgendes Verschieben des genannten Zeitfensters um eine Abtastung und nach jeder Verschiebung erneutes Korrelieren der Abtastungen von dem genannten einen der genannten unipolaren Signale in dem genannten Zeitfenster mit den Abtastungen von dem genannten anderen der genannten unipolaren Signale in dem genannten Zeitfenster, um eine Vielzahl von aufeinander folgenden Korrelationsergebnissen zu erhalten, Identifizieren einer Zeitverschiebung zwischen dem genannten einen der genannten unipolaren Signale und dem genannten anderen der genannten unipolaren Signale durch eine Zahl von Abtastungen, die einer Verschiebung des genannten Zeitfensters zugeordnet sind, welche ein höchstes Korrelationsergebnis zwischen dem genannten ersten und von nachfolgenden Korrelationsergebnissen erzeugte, und wobei die genannte Auswertungsschaltung abhängig von der genannten Zeitverschiebung das genannte, eine Herzrhythmusabnormalität anzeige Signal erzeugt.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung, wie in Anspruch 1 beansprucht, wobei die genannte Auswertungsschaltung die genannte Zeitbeziehung analysiert durch Identifizieren einer Sequenz des Auftretens von den genannten individuellen unipolaren elektrischen Signalen relativ zueinander und abhängig von der genannten Sequenz das genannte eine Herzabnormalität anzeigende Signal erzeugt.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung, wie in Anspruch 1 beansprucht, wobei die genannte Mehrzahl von Elektroden jeweils punktartige Elektroden sind.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung, wie in Anspruch 1 beansprucht, wobei die Mehrzahl der Elektroden an der genannten Spitze der genannten Herzleitung jeweils mit im Wesentlichen gleichen Abständen zwischen den Elektroden angeordnet ist.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung, wie in Anspruch 1 beansprucht, wobei eine der genannten Elektrode in der Mitte der genannten Spitze der genannten Herzleitung angeordnet ist und der Rest der genannten Elektroden symmetrisch zu der genannten einen der genannten Elektroden angeordnet ist.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung, wie in Anspruch 1 beansprucht, wobei der genannte Rest der genannten Elektroden radial symmetrisch zu der genannten einen der genannten Elektroden angeordnet ist.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung nach Anspruch 1, enthaltend: ein extrakorporales Programmiergerät, welches durch in Betracht ziehen von Detektionen der individuellen, unipolaren Signale die Auswahl eines eine Herzrhythmusabnormalität darstellenden Herzschlages erlaubt; einen Schablonenspeicher, in den das Detektionsmuster, welches bei der genannten Herzrhythmusabnormalität erhalten worden ist, als Schablone gespeichert wird; wobei der genannte QRS-Detektor nachfolgend jeweils über die genannten Elektroden weitere individuelle unipolare elektrische Signale aus dem genannten Herzgewebe erhält; und die genannte Auswertungsschaltung die genannten nachfolgend erhaltenen unipolaren Signale mit der genannten gespeicherten Schablone vergleicht, um ein Vergleichsergebnis zu erhalten und abhängig von dem genannten Vergleichsergebnis ein eine Herzrhythmusabnormalität anzeigendes Signal für die genannte Steuereinheit zum Triggern der Ausgabe der genannten elektrischen Stimulation durch den genannten elektrischen Stimulationsgenerator erzeugt.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung, wie in Anspruch 11 beansprucht, wobei die Auswertungsschaltung die genannten nachfolgend erhaltenen unipolaren Signale mit der genannten Schablone mittels Durchführung einer Mustererkennung zwischen wenigstens einem der genannten nachfolgend erhaltenen unipolaren Signale und der genannten Schablone vergleicht.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung, wie in Anspruch 11 beansprucht, wobei die genannte extrakorporale Programmiervorrichtung die Auswahl einer Mehrzahl von verschiedenen Herzschlägen durch in Betracht ziehen der Detektionen aus den einzelnen unipolaren Signalen erlaubt, die jeweils verschiedene Herzrhythmusabnormalitäten repräsentieren, und wobei der genannte Schablonenspeicher eine Mehrzahl von Detektionsmustern speichert, die jeweils bei den genannten verschiedenen Herzrhythmusabnormalitäten erhalten worden sind, und wobei die genannte Auswertungsschaltung die genannten nachfolgend erhaltenen unipolaren Signale mit der genannten Mehrzahl von gespeicherten Schablonen vergleicht, um ein Vergleichsergebnis zu erhalten, das angibt, welche der genannten gespeicherten Schablonen den genannten nachfolgend erhaltenen unipolaren Signale am meisten ähneln, und wobei die genannte Auswertungsschaltung abhängig von dem genannten Vergleichsergebnis ein Signal erzeugt, das aus der genannten Mehrzahl von Herzrhythmusabnormalitäten einen Typ der Herzrhythmusabnormalität anzeigt.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung, wie in Anspruch 11 beansprucht, bei der einzelne Elektroden in der genannten Mehrzahl von Elektroden jeweils als Punktelektroden ausgebildet sind.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung, wie in Anspruch 11 beansprucht, bei der die genannte Mehrzahl von Elektroden an dem genannten einen Ende der genannten Herzleitung jeweils mit im Wesentlichen gleichen Abständen zwischen den Elektroden angeordnet ist.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung, wie in Anspruch 11 beansprucht, bei der eine der genannten Elektroden in der Mitte des genannten einen Endes der genannten Herzleitung angeordnet ist und der Rest der genannten Elektroden symmetrisch zu der genannten einen der genannten Elektroden angeordnet ist.
Implantierbare Herzunterstützungsvorrichtung, wie in Anspruch 11 beansprucht, bei der eine der genannten Elektroden in der Mitte des genannten einen Endes der genannten Herzleitung angeordnet ist und der Rest der genannten Elektroden radial symmetrisch relativ zu der genannten einen der genannten Elektroden angeordnet ist.