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Diese
Erfindung betrifft allgemein das Gebiet automatischer, in den Körper implantierbarer
Herzimpulsgeneratoren und insbesondere eine Vorrichtung zum Ausführen einer
Herzstimulation bei veränderlichen Frequenzen.
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Herzimpulsgeneratoren
sind im allgemeinen elektrische Vorrichtungen, die zum Ersetzen
einiger oder aller natürlicher
elektrischer Funktionen eines abnormen Herzens verwendet werden.
Herzschrittmacher geben typischerweise manchmal als Stimulationsimpulse
bezeichnete zeitlich in geeigneter Weise gesteuerte elektrische
Stimulationssignale ab, welche dafür vorgesehen sind, das Kontrahieren
oder "Schlagen" des Myokards zu
bewirken. Kardioverter stimulieren andererseits das Herz aggressiver,
um Tachykardieepisoden zu beenden und/oder zu verhindern, während Herzdefibrillatoren
hochenergetische Impulse abgeben, um Episoden einer kardialen Fibrillation
bzw. Herzfibrillation zu beenden.
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Für in einem
Schrittmachermodus arbeitende Impulsgeneratoren nach dem neuesten
Stand der Technik kann die Frequenz, bei der Stimulationssignale
abgegeben werden, veränderlich
sein. Diese Frequenzänderung
kann ansprechend bzw. in Reaktion auf erfaßte Änderungen des Niveaus der körperlichen
Aktivität
eines Patienten automatisch auftreten oder ansprechend auf erfaßte Änderungen
der natürlichen
Herzfrequenz eines Patienten auftreten. Impulsgeneratoren veränderlicher
Frequenz hängen
häufig
von Signalen auf physiologischer Basis, wie Signalen von Sensoren,
welche die natürlich
auftretende (natürliche)
elektrische Herzaktivität
messen oder welche den Druck innerhalb des Ventrikels des Patienten
messen, ab. Solche Signale auf physiologischer Basis liefern Informationen
in Hinblick auf die Herzfunktion und die Notwendigkeit eines Impulsgeneratoreingriffs
und sind demgemäß nützlich,
um den Stoffwechselbedarf eines Patienten an mit Sauerstoff angereichertem
Blut zu bestimmen.
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Eine
Patientengruppe, für
die Ärzte
gegenwärtig
die Verwendung von Impulsgeneratoren untersuchen, schließt Patienten
ein, die an Episoden einer vasovagalen Synkope (VVS) leiden. Diese
Patienten haben Ohnmachtsanfälle,
die auf eine Blutgefäßerweiterung
und eine unzulängliche
zerebrovaskuläre
Zirkulation zurückgeführt werden.
Eine akzeptierte Einschätzung
des der VVS zugrundeliegenden Phänomens
besteht darin, daß der
Körper
die Herzfrequenz erhöht,
um den Abfall der Herzleistung zu kompensieren, wenn sich das Blut in
den peripheren Gefäßen sammelt.
Eine Anzahl physiologischer Systeme interpretiert die erhöhte Herzfrequenz
und die kleinen ventrikulären
Blutvolumina als eine Überarbeitung
und reagiert durch schnelles Verlangsamen der Herzfrequenz, was
manchmal zu einer Synkope (In-Ohnmacht-Fallen)
führt.
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Häufig weisen
VVS-Patienten starke Schwankungen der Herzfrequenz kurz vor einem
synkopalen Anfall auf. Einige aktuelle Forschungen legen nahe, daß diese
Frequenzänderungen
das Ergebnis davon sind, daß zwei
konkurrierende Rückkopplungssysteme
im Körper
zusammenwirken, wobei das eine versucht, die Herzfrequenz zu verringern
und das andere versucht, die Herzleistung zu erhöhen.
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In
den US-Patenten US-A-4 562 841 und US-A-5 052 388 und in den internationalen
Patentanmeldungen WO-A-93/14815 und WO-A-95/29734 (wobei die letztgenannte
ein Dokument ist, das nach dem Prioritätsdatum der vorliegenden Anmeldung
veröffentlicht
wurde, jedoch selbst ein früheres
Prioritätsdatum
hat) sind Herzschrittmacher offenbart, welche eine Frequenzglättungsfunktion
anwenden.
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Die
von dieser Erfindung vorgeschlagenen Lösungen führen zu einer größeren Annehmlichkeit
für den Patienten
(eine geglättete
Frequenzabnahme liefert dem Patienten kaum symptomatische Indikatoren)
und zu einem verbesserten Modusumschalten. Sie können zu jeder Zeit angewendet
werden, zu der der Patient andernfalls schnelle Frequenzabfälle erfahren
würde.
Durch das Verhindern des Auftretens schneller Frequenzabfälle können wir
beim Patienten Angstzustände,
Müdigkeit
und andere Probleme verhindern, die von einem schnellen Frequenzabfall
herrühren
können.
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Gemäß einem
Aspekt betrifft die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung, die
für eine
vorbeugende Behandlung potentieller WS-Episoden angemessen ist.
In einer weiteren Hinsicht betrifft die vorliegende Erfindung jedoch
eine Vorrichtung zum Berechnen des Escapeintervalls (Stimulationsintervalls)
für einen
Herzimpulsgenerator mit einer veränderlichen Frequenz, der generell
das "Glätten" des Ansprechens
des Impulsgenerators auf plötzliche Änderungen
der natürlichen
atrialen Frequenz bewirkt.
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Die
vorliegende Erfindung sieht demgemäß eine Herzimpuls-Abgabe- und Meßvorrichtung
vor, welche aufweist: ein Gehäuse,
das dafür
ausgelegt ist, in eine Person implan tiert zu werden und Meß- und Impulsabgabeleitungen
aufweist, die damit verbunden sind und dafür ausgelegt sind, in enger
Zuordnung zum Herzen der Person angeordnet zu werden, eine Zeit-
und Steuerprozessorschaltung innerhalb des Gehäuses mit einer Steuerung des
Zeitablaufs der Abgabe der Stimulationsimpulse, wobei die Prozessorschaltung
aufweist: einen Frequenzunterstützungs-Bestimmungsprozessor,
der ansprechend darauf, wann ein schneller Frequenzabfall in einem
einzigen Escapeintervallzyklus erfaßt wird, anhand der Meßsignale
bestimmt, wann eine Unterstützungsfrequenz
aufrechtzuerhalten ist, wobei die Prozessorschaltung auch eine Schaltungseinrichtung
zum Anpassen des Zeitablaufs der Stimulationsimpulse ansprechend
auf diese Bestimmungen aufweist und wobei der Frequenzglättungs-Bestimmungsprozessor
bestimmt, ob Ratenglättungskriterien
in Meßsignalen
vom Herzen erfüllt
sind, wobei der Glättungsbestimmungsprozessor
darauf anspricht, wann ein schneller Frequenzabfall erfaßt wird,
wobei der Frequenzglättungs-Bestimmungsprozessor
seiner Bestimmung ein aktuelles gemitteltes atriales bzw. atrielles
Intervall (Averaged Atrial Interval – AAI) zugrundelegt, das das
Maß eines
vorhergehenden AAIs, summiert mit einem Wert für ein Zeitinkrement oder dekrementiert
um einen Wert für
ein Zeitdekrement, ist, so daß:
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- a) das vorhergehende AAI um ein positives Inkrementintervall
inkrementiert wird, wenn die Zeit zwischen dem letzten Paar gemessener
atrialer bzw. atrieller Ereignisse oder die Zeit zwischen einem
ersten gemessenen atrialen Ereignis und einem stimulierten atrialen
Ereignis oder die Zeit zwischen den letzten beiden stimulierten
atrialen Ereignissen kleiner ist als der Wert des vorhergehenden
AAIs, und
- b) das vorhergehende AAI um ein negatives Inkrementintervall
dekrementiert wird, wenn die Zeit zwischen dem letzten Paar gemessener
atrialer Ereignisse oder die Zeit zwischen einem ersten gemessenen
atrialen Ereignis und einem stimulierten atrialen Ereignis oder
die Zeit zwischen den letzten beiden stimulierten atrialen Ereignissen
größer ist
als der Wert des vorhergehenden AAIs,
dadurch gekennzeichnet,
daß ein
Indikator zugunsten der Frequenzglättung "gesetzt" wird, wenn das aktuelle AAI kleiner
ist als der Wert des vorhergehenden AAIs minus einem vorgegebenen
maximalen Frequenzabfall-Intervallwert, wobei, wenn der Indikator
(CountN) zugunsten der Frequenzglättung gesetzt wird und ein
nächster
Indikator vorbereitet wird, um ihn entweder zu "setzen", falls das aktuelle AAI kleiner ist als
der Wert des vorhergehenden AAIs minus dem vorgegebenen maximalen
Frequenzabfall-Intervallwert, oder "nicht zu setzen", falls dies nicht
der Fall ist, der Satz aller vorhergehend gesetzten oder nicht gesetzten
Indikatorwerte verwendet wird, um auf der Grundlage des Verhältnisses
zwischen den gesetzten und den nicht gesetzten Indikatorwerten zu
bestimmen, ob eine Frequenzglättung
einzuleiten ist.
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Gemäß einer
anderen Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung implementiert ein Herzimpulsgenerator
einen sogenannten "Spitzenfrequenzunterstützungs"-Algorithmus, der
schnelle Abfälle
der Herzfrequenz verhindert, die andernfalls auftreten würden. Gemäß einer
Ausführungsform
wird dies dadurch erreicht, daß das
Herz mit der natürlichen
Frequenz stimuliert wird und die Frequenz dann langsam auf die "untere Frequenz" verringert wird.
In dieser Hinsicht hat der Patient vorzugsweise keine AV-Leitungsstörung (d.h.
der Patient hängt
nicht davon ab, daß der
Impulsgenerator eine ventrikuläre
Stimulation bereitstellt). Diese Patienten können jedoch einen transienten
RV-Block entwickeln, der mit einer Doppelkammerstimulation (beispielsweise DDD-Stimulation) behandelt
werden kann.
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Ein
Spitzenfrequenz-Unterstützungsvorgang
weist einen einfachen Algorithmus auf, der einen als das "durchschnittliche
atriale Intervall" (AAI)
bezeichneten Parameter fortlaufend unterhält und aktualisiert. Gemäß einer
Ausführungsform
der Erfindung wird das AAI bei jedem atrialen Intervall, das in
einem natürlichen
Ereignis endet, oder zwischen zwei Stimulationen beispielsweise
mit einer unteren Frequenz oder einer Sensorfrequenz, auftritt,
eingestellt. Die betreffenden atrialen Intervalle treten zwischen
Erfassungen, refraktären
Erfassungen und Stimulationen auf. Bei einem Sinusverfolgungsvorgang,
bei dem jedes atriale Ereignis eine Erfassung ist, wird jedes Intervall
beim Einstellen des AAIs verwendet. In einer konkurrierenden Stimulationssituation,
in der die atriale Stimulation eng mit einer natürlichen atrialen Aktivität gekoppelt
ist, wird das Intervall zwischen der refraktären Erfassung und der Stimulation
nicht beim Aktualisieren des AAIs verwendet, weil es nicht wirklich "physiologisch" ist, da der Impulsgenerator
das Intervall hervorgerufen hat und das Intervall daher nicht die
zugrundeliegende natürliche
Aktivität
widerspiegeln kann.
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Gemäß einer
anderen Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist das Aktualisieren des AAI-Werts ein "Verschobenes-Delta"-Vorgang. Das heißt, daß jede Anpassung
das AAI um einen festen Betrag (in Millisekunden) modifiziert.
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Falls
das für
die Berechnung verwendete atriale Intervall kleiner ist als das
AAI, wird das AAI um einen festen Betrag (als "DELTADEC" bezeichnet) zu diesem Intervall hin
verringert. Falls das atriale Intervall ebenso länger ist als das AAI, wird
das AAI um einen anderen festen Betrag (als "DELTAINC" bezeichnet) vergrößert. Das AAI kann in einem
Schritt nie um mehr als diese Anpassungswerte geändert werden. Bei einer Implementation
ist der DELTADEC-Wert
größer als
der DELTAINC-Wert. Dies führt
zu einem Vorgang, bei dem schnell ansteigende atriale Frequenzen
schneller verfolgt werden als abnehmende atriale Frequenzen.
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Gemäß einer
weiteren Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung kann die Spitzenfrequenzunterstützung in
einem von zwei Modi erfolgen, nämlich "ausgelöst" (oder Erfassung
aktiviert) oder "immer
eingeschaltet".
Der ausgelöste
Vorgang benötigt
ein Erfassungskriterium, das nach steilen Abfällen der natürlichen Frequenz
sucht. Falls der Spitzenfrequenz-Unterstützungsvorgang immer eingeschaltet
ist, ist keine Erfassung erforderlich. Falls die Spitzenfrequenzunterstützung durch
Erfassung aktiviert wird, wird vorzugsweise eine programmierbare
Zeit bereitgestellt, damit die Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktion
eingeschaltet bleibt. Falls die Spitzenfrequenzunterstützung immer
eingeschaltet ist, ist dies nicht relevant. Die Spitzenfrequenzunterstützung ist
so ausgelegt, daß sie
unabhängig
mit allen gewünschten
Erfassungskriterien arbeitet.
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Die
Frequenzglättungsfähigkeiten
eines Impulsgenerators gemäß der vorliegenden
Erfindung ermöglichen
es, daß der
Impulsgenerator starke Abfälle
der Stimulationsfrequenz verhindert, selbst wenn ein erratisches
Verfolgen der atrialen elektrischen Aktivität auftritt. Zusätzlich zur
vorstehend zusammengefaßten
Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktionalität ist der
Impulsgenerator gemäß der vorliegenden
Erfindung auch mit einem allgemeinen Frequenzglättungsvorgang versehen, der
dafür vorgesehen
ist, während
des normalen DDD- oder DDDR-Stimulationsvorgangs zu arbeiten. Der
Impulsgenerator kann Kriterien für
das Einleiten eines Frequenzglättungsvorgangs
festlegen. Wenn er arbeitet, unterhält die Frequenzglättung einen
Stimulationsfrequenz-"Boden". Gemäß einer
Ausführungsform
der Erfindung darf die Stimulationsfrequenz nicht unter das vorstehend
erwähnte
AAI minus einem vorgegebenen Parameter "maximaler Frequenzabfall" abfallen. Falls
die Stimulationsfrequenz unter dieses Niveau abfällt, wird die Stimulationsfrequenz "geglättet", bis sie die programmierte
untere Frequenz (oder die Sensorfrequenz für DDDR-Impulsgeneratoren) erreicht.
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Eine
Frequenzglättungsfunktionalität für Herzschrittmacher
wurde im Stand der Technik vorgeschlagen (siehe beispielsweise US-A-4
562 841 von Brockway u.a. mit dem Titel "Programmable, Multi-Mode Cardiac Pacemaker" und US-A-4 856 524
von Baker, Jr. mit dem Titel "A-V
Responsive Rate Adaptive Pacemaker"), und es sei auf WO-A-93/14815 von
Begemann u.a. verwiesen, worin ein weiteres System mit zwei Grenzen
vorgesehen ist, die einen physiologischen Bereich definieren. Es
wird jedoch angenommen, daß die
bestimmte Implementation der Frequenzglättungs- und der Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktionalität in einer Vorrichtung
gemäß der vorliegenden
Erfindung deutliche Vorteile gegenüber dem Stand der Technik,
insbesondere in Hinblick auf die Behandlung von WS-Patienten, bietet.
Es wird gemäß einem
Aspekt angenommen, daß die
vorliegende Erfindung besonders gut für die Implementation in implantierbaren
Vorrichtungen geeignet ist, die automatisch zwischen verschiedenen
Stimulationsmodi und zwischen Stimulations-, Kardioversions- und/oder
Defibrillationsmodi umschalten können.
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Die
vorstehend erwähnten
und andere Aspekte der vorliegenden Erfindung können anhand einer detaillierten
Beschreibung einer spezifischen Ausführungsform der Erfindung, die
nur als Beispiel dient, in Zusammenhang mit der anliegenden Zeichnung
besser verstanden werden, wobei:
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1 eine Darstellung eines
Herzimpulsgenerators gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist, der in einen Patienten implantiert
wurde,
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2 ein Blockdiagramm ist,
in dem die Funktionskomponenten des Impulsgenerators aus 1 dargestellt sind,
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3 ein Zustandsdiagramm ist,
in dem die Arbeitsweise des Impulsgenerators aus 1 beim Ausführen einer Frequenzglättungsfunktion
dargestellt ist,
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4 eine Auftragung der elektrischen
Aktivität
des Impulsgenerators und des Herzens ist, worin die Wirkung der
Frequenzglättungsfunktion
auf die Arbeitsweise des Impulsgenerators aus 1 dargestellt ist,
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5 eine Auftragung ist, in
der das Ansprechen eines Impulsgenerators aus dem Stand der Technik auf
einen steilen Abfall der natürlichen
atrialen Aktivität
dargestellt ist,
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6 eine Auftragung ist, in
der das Ansprechen des Impulsgenerators aus 1 auf einen steilen Abfall der natürlichen
atrialen Aktivität
dargestellt ist,
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7 eine Auftragung ist, in
der das Ansprechen eines Impulsgenerators aus dem Stand der Technik auf
eine intermittierende atriale Untererfassung dargestellt ist,
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8 eine Auftragung ist, in
der das Ansprechen des Impulsgenerators aus 1 auf eine intermittierende atriale Untererfassung
dargestellt ist,
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9 eine Auftragung der elektrischen
Aktivität
des Impulsgenerators und des Herzens ist, worin eine Wenckebach-Operation
eines Impulsgenerators aus dem Stand der Technik ansprechend auf
eine natürliche atriale
Aktivität
bei einer die obere Frequenzgrenze des Impulsgenerators übersteigenden
Frequenz dargestellt ist,
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10 eine Auftragung der elektrischen
Aktivität
des Impulsgenerators und des Herzens ist, worin das Ansprechen des
Impulsgenerators aus 1 auf
eine natürliche
atriale Aktivität
bei einer die obere Frequenzgrenze des Impulsgenerators übersteigenden
Frequenz dargestellt ist,
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11 eine Auftragung ist,
in der das Ansprechen eines Impulsgenerators aus dem Stand der Technik und
des Impulsgenerators aus 1 auf
eine atriale Fibrillation dargestellt ist,
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12a eine Auftragung ist,
in der das Ansprechen des Impulsgenerators aus 1 auf ein steiles Abfallen der atrialen
Frequenz bei einer maximalen Frequenzabfallseinstellung von 5 BPM
dargestellt ist,
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12b eine Auftragung ist,
in der das Ansprechen des Impulsgenerators aus 1 auf ein steiles Abfallen der atrialen
Frequenz bei einer maximalen Frequenzabfallseinstellung von 10 BPM
dargestellt ist,
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12c eine Auftragung ist,
in der das Ansprechen des Impulsgenerators aus 1 auf ein steiles Abfallen der atrialen
Frequenz bei einer maximalen Frequenzabfallseinstellung von 20 BPM
dargestellt ist,
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13 eine Auftragung ist,
in der das Ansprechen des Impulsgenerators aus 1 auf ein steiles Abfallen der atrialen
Frequenz bei einer Frequenzglättungs-Abnahmeeinstellung
von 10 s dargestellt ist,
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14 eine Auftragung ist,
in der das Ansprechen eines Impulsgenerators aus dem Stand der Technik und
des Impulsgenerators aus 1 auf
eine Episode einer atrialen Fibrillation dargestellt ist,
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15 eine Auftragung ist,
in der das Ansprechen eines Impulsgenerators aus dem Stand der Technik und
des Impulsgenerators aus 1 auf
eine Episode eines atrialen Flatterns dargestellt ist, und
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16 eine Auftragung ist,
in der das Ansprechen des Impulsgenerators aus 1 dargestellt ist, der mit seiner Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktion
gemäß einer
Ausführungsform
der Erfindung arbeitet.
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1 zeigt allgemein den Ort,
an dem ein Impulsgenerator 10 gemäß einer Ausführungsform
der Erfindung in einen Patienten 12 implantiert werden
kann. Wie später
in näheren
Einzelheiten beschrieben wird, ist vorgesehen, daß der Impulsgenerator 10 gemäß der gegenwärtig offenbarten
Ausführungsform
der Erfindung eine Mehrmodusvorrichtung sein kann, die in der Lage
ist, in mehreren therapeutischen Modi, beispielsweise einem Stimulations-,
einem Kardioversions- und einem Defibrillationsmodus, zu arbeiten.
Abhängig
von den Fähigkeiten
der implantierten Vorrichtung, mit der die vorliegende Erfindung
verwirklicht wird, kann die Implantationsstelle von der in 1 dargestellten verschieden
sein. Moderne Kombinations-Schrittmacher/-Kardioverter/Defibrillatoren ("PCDs") werden beispielsweise
häufig
an einer Implantationsstelle im Unterleib implantiert.
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Wie
es auf dem Fachgebiet üblich
ist, ist der Impulsgenerator 10 in einem hermetisch gedichteten,
biologisch reaktionsträgen
bzw. inerten äußeren Gehäuse untergebracht,
das selbst leitfähig
sein kann und dabei als eine Blindelektrode in der Stimulations-/Meßschaltung
des Impulsgenerators dient. Eine oder mehrere implantierbare Leitungen,
die in 1 gemeinsam mit
Bezugszahlen 14V (ventrikulär) und 14A (atrial)
bezeichnet sind, sind elektrisch in herkömmlicher Weise mit dem Impulsgenerator 10 gekoppelt,
wobei sie sich über
eine Vene 18 in das Herz 16 des Patienten erstrecken.
Im wesentlichen in der Nähe
des distalen Endes der Leitungen 14a und 14b sind
eine oder mehrere freiliegende leitende Elektroden zum Empfangen
elektrischer Herzsignale und/oder zum Abgeben elektrischer Stimulationsimpulse
an das Herz 16 angeordnet.
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2 zeigt ein Blockdiagramm
der elektronischen Schaltungsanordnung, welche den Impulsgenerator 10 gemäß der gegenwärtig offenbarten
Ausführungsform
der Erfindung bildet. Wie anhand 2 ersichtlich ist,
weist der Impulsgenerator 10 eine primäre Stimulationssteuerschaltung 20 und
eine Aktivitätssensorschaltung
auf. Ein großer
Teil der der Stimulationssteuerschaltung 20 zugeordneten
Schaltungsanordnung ist herkömmlich
aufgebaut, beispielsweise gemäß derjenigen,
die im Sivula u.a. erteilten US-Patent
US-A-5 052 388 mit dem Titel "Method
and Apparatus for Implementing Activity Sensing in a Pulse Generator" offenbart ist. Es können zahlreiche
andere Verfahren auf der Grundlage einer Bewegungserfassung, der
Atmung, der Haltung usw. zum Erfassen und Messen der Aktivität des Patienten
angepaßt
werden, wie auf diesem Fachgebiet wohlbekannt ist. Zur Aufnahme
solcher Verfahren oder anderer Vorrichtungen als Sensoren sollten
geeignete herkömmliche
Modifikationen vorgenommen werden. In dem Maße, daß bestimmte Komponenten des
Impulsgenerators 10 in ihrem Entwurf und ihrer Arbeitsweise
herkömmlich
sind, werden diese Komponenten hier nicht detailliert beschrieben,
weil angenommen wird, daß der
Entwurf und die Implementation solcher Komponenten für Durchschnittsfachleute
eine Routineangelegenheit ist. Beispielsweise weist die Stimulationssteuerschaltung 20 in 2 eine Meßverstärker-Schaltungsanordnung 24,
eine Stimulationsimpuls-Ausgabeschaltungsanordnung 26,
einen Kristalltaktgeber 28, eine Direktzugriffsspeicher-
und Nurlesespeicher-(RAM/ROM)-Einheit 30,
eine Zentralverarbeitungseinheit (CPU) 32 und eine Telemetrieschaltung 34 auf,
die alle auf dem Fachgebiet wohlbekannt sind.
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Der
Impulsgenerator 10 weist vorzugsweise eine interne Telemetrieschaltung 34 auf,
so daß er
durch eine externe Programmier-/Steuereinheit 17 (in den
Figuren nicht dargestellt) programmiert werden kann. Programmiereinrichtungen
und Telemetriesysteme, die zur Verwendung beim Verwirklichen der
vorliegenden Erfindung geeignet sind, sind seit vielen Jahren bekannt.
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Bekannte
Programmiereinrichtungen kommunizieren typischerweise über eine
bidirektionale Funkfrequenz-Telemetrieverbindung mit einer implantierten
Vorrichtung, so daß die
Programmiereinrichtung Steuerbefehle und Betriebsparameterwerte übertragen
kann, die von der implantierten Vorrichtung zu empfangen sind, und
so daß die
implantierte Vorrichtung diagnostische Daten und Betriebsdaten zur
Programmiereinrichtung übermitteln
kann. Programmiereinrichtungen, die als für die Zwecke des Verwirklichens
der vorliegenden Erfindung geeignet angesehen werden, sind unter
anderem die Programmiereinrichtungen vom Modell 9760 und vom Modell
9790, die im Handel von Medtronic, Inc., Minneapolis, Minnesota
erhältlich
sind.
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Es
wurden verschiedene Telemetriesysteme zum Bereitstellen der erforderlichen
Kommunikationskanäle
zwischen einer äußeren Programmiereinheit
und einer implantierten Vorrichtung entwickelt, und sie sind auf
dem Fachgebiet wohlbekannt. Telemetriesysteme, die als für das Verwirklichen
der vorliegenden Erfindung geeignet angesehen werden, sind beispielsweise
in den folgenden US-Patenten offenbart: US-A-5 127 404 von Wyborny
u.a. mit dem Titel "Telemetry
Format for Implanted Medical Device", US-A-4 374 382 von Markowitz mit dem
Titel "Marker Channel
Telemetry System for a Medical Device" und US-A-4 556 063 von Thompson u.a.
mit dem Titel "Telemetry
System for a Medical Device".
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Typischerweise
werden Telemetriesysteme in der Art der in den vorstehend erwähnten Patenten
beschriebenen in Zusammenhang mit einer externen Programmier-/Verarbeitungseinheit
verwendet. Eine Programmiereinrichtung für ein nichtinvasives Programmieren
eines Herzimpulsgenerators ist in dem vorstehend erwähnten Patent
mit der Endnummer 884 von Hartlaub u.a. beschrieben.
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Typischerweise
verwenden Telemetriesysteme für
implantierbare medizinische Vorrichtungen einen Funkfrequenzsender
und -empfänger
(HF- bzw. RF-Sender und Empfänger)
in der Vorrichtung und einen entsprechenden RF-Sender und Empfänger in
der externen Programmiereinheit. Innerhalb der implantierbaren Vorrichtung
verwendet der Sender und Empfänger
eine Drahtspule als eine Antenne zum Empfangen von Abwärtstelemetriesignalen
und zum Ausstrahlen von RF-Signalen
zur Aufwärtstelemetrie.
Das System wird als ein Luftkern-gekoppelter Transformator modelliert.
Ein Beispiel eines solchen Telemetriesystems ist im vorstehend erwähnten Patent
mit der Endnummer 063 von Thompson u.a. dargestellt.
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Zum Übermitteln
digitaler Daten unter Verwendung von RF-Telemetrie kann ein digitales Codierschema
in der Art desjenigen verwendet werden, das im vorstehend erwähnten Patent
mit der Endnummer 404 von Wyborny u.a. beschrieben ist. Insbesondere
kann zur Abwärtstelemetrie
ein Impulsintervall-Modulationsschema verwendet werden, wobei die
externe Programmiereinrichtung eine Reihe kurzer RF"Bursts" oder Impulse aussendet,
bei denen das Intervall zwischen aufeinanderfolgenden Impulsen (beispielsweise
das Intervall von der abfallenden Flanke eines Impulses bis zur abfallenden
Flanke des nächsten
Impulses) entsprechend den zu übertragenden
Daten moduliert ist. Beispielsweise kann ein kürzeres Intervall ein digitales "0"-Bit codieren, während ein längeres Intervall ein digitales "1"-Bit codiert.
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Zur
Aufwärtstelemetrie
kann ein Impulspositions-Modulationsschema
zum Codieren von Aufwärtsverbindungs-Telemetriedaten verwendet
werden. Für
die Impulspositionsmodulation werden in einem Datenrahmen mehrere
Zeitschlitze definiert, und das Vorhandensein oder Nichtvorhandensein
während
jedes Zeitschlitzes übertragener
Impulse codiert die Daten. Beispielsweise kann ein Datenrahmen mit
sechzehn Positionen definiert werden, wobei ein Impuls in einem
der Zeitschlitze einen eindeutigen Vier-Bit-Datenabschnitt darstellt.
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Programmiereinheiten
in der Art der vorstehend erwähnten
Programmiereinrichtungen der Modelle 9760 und 9790 von Medtronic
sind mit der implantierten Vorrichtung typischerweise durch die
Verwendung eines Programmierkopfs oder einer Programmierkonsole,
einer Handeinheit, die dafür
ausgelegt ist, über
der Implantationsstelle der in den Patienten implantierten Vorrichtung
auf dem Körper
des Patienten angeordnet zu werden, verbunden. Ein Magnet im Programmierkopf
bewirkt das Schließen
eines Reed-Schalters in der implantierten Vorrichtung, um eine Telemetriesitzung
einzuleiten. Danach findet eine Aufwärts- und eine Abwärtskommunikation
zwischen dem Sender und dem Empfänger
der implantierten Vorrichtung und einem Empfänger und Sender, der innerhalb
des Programmierkopfs angeordnet ist, statt.
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Unter
weiterem Bezug auf 2 sei
bemerkt, daß der Impulsgenerator 10 mit
Leitungen 14A und 14V gekoppelt ist, welche, wenn
sie implantiert sind, transvenös
zwischen der Implantationsstelle des Impulsgenerators 10 und
dem Herzen 16 des Patienten verlaufen, wie vorstehend mit
Bezug auf 1 erwähnt wurde. Physikalisch
werden die Verbindungen zwischen den Leitungen 14A und 14V und
den verschiedenen internen Komponenten des Impulsgenerators 10 durch
eine herkömmliche
Verbinderblockanordnung 11 erleichtert, die in 1 dargestellt ist, jedoch
in 2 nicht dargestellt
ist. Elektrisch wird die Kopplung der Leiter der Leitungen und der
internen elektrischen Komponenten des Impulsgenerators 10 durch
eine Leitungsschnittstellenschaltung 19 erleichtert, die
in der Art eines Multiplexers das selektive und dynamische Herstellen
der erforderlichen Verbindungen zwischen Leitern in den Leitungen 14A und 14V und
individuellen elektrischen Komponenten des Impulsgenerators 10 bewirkt,
wie Durchschnittsfachleuten verständlich ist. Aus Gründen der Klarheit
sind die spezifischen Verbindungen zwischen den Leitungen 14 und
den verschiedenen Komponenten des Impulsgenerators 10 in 2 nicht dargestellt, wenngleich
es Durchschnittsfachleuten klar sein wird, daß die Leitungen 14 zum
Beispiel notwendigerweise, wie es üblich ist, entweder direkt
oder indirekt mit der Meßverstärker-Schaltungsanordnung 24 und
der Stimulationsimpuls-Ausgabeschaltung 26 gekoppelt werden,
so daß elektrische
Herzsignale zur Meßschaltungsanordnung 24 übertragen
werden können
und Stimulationsimpulse über
Leitungen 14 zum Herzgewebe übertragen werden können.
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Gemäß der gegenwärtig offenbarten
Ausführungsform
werden zwei Leitungen verwendet, nämlich eine atriale Leitung 14A mit
einer atrialen Spitze und Ringelektroden (ATIP und ARING in 2) und eine ventrikuläre Leitung 14V mit
einer ventrikulären
Spitze und Ringelektroden (VTIP und VRING in 2). Zusätzlich dient der leitende hermetische
Behälter
des Impulsgenerators 10, wie vorstehend erwähnt wurde,
als eine Blindelektrode (CASE in 2).
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Wie
vorstehend erwähnt
wurde, weist die Stimulationssteuerschaltung 20 eine Zentralverarbeitungseinheit 32 auf,
die ein ab Lager lieferbarer programmierbarer Mikroprozessor oder
eine ab Lager lieferbare programmierbare Mikrosteuerung sein kann,
die jedoch gemäß der gegenwärtig bevorzugten
Ausführungsform der
Erfindung eine kundenspezifische integrierte Schaltung ist. Wenngleich
spezifische Verbindungen zwischen der CPU 32 und anderen
Komponenten der Stimulationssteuerschaltung 20 in 2 nicht dargestellt sind,
werden Durchschnittsfachleute verstehen, daß die CPU 32 den Zeitablauf
der Stimulationsimpuls-Ausgabeschaltung 26 und der Meßverstärkerschaltung 24 steuert,
wobei die Steuerung über
die in der RAM/ROM-Einheit 30 gespeicherte
Programmierung erfolgt. Es wird angenommen, daß Durchschnittsfachleute mit
einer solchen Betriebsanordnung vertraut sind.
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Unter
weiterem bezug auf 2 sei
bemerkt, daß die
Kristalloszillatorschaltung 28, gemäß der gegenwärtig bevorzugten
Ausführungsform
ein kristallgesteuerter Oszillator mit 32768 Hz, der Stimulationssteuerschaltung 20 Haupt-Zeittaktsignale
zuführt.
Wiederum sind die Leitungen, über
die diese Taktsignale den verschiedenen zeitlich gesteuerten Komponenten
des Impulsgenerators 10 (beispielsweise dem Mikroprozessor 32)
zugeführt
werden, im Interesse der Klarheit in 2 fortgelassen.
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Es
sei bemerkt, daß die
verschiedenen Komponenten des in 2 dargestellten
Impulsgenerators 10 durch eine Batterie (nicht dargestellt)
gespeist werden, die in dem hermetisch abgeschlossenen Gehäuse des Impulsgenerators 10 enthalten
ist, wie es auf dem Fachgebiet üblich
ist. Im Interesse der Klarheit sind in den Figuren die Batterie
und die Verbindungen zwischen ihr und den anderen Komponenten des
Impulsgenerators 10 nicht dargestellt.
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Die
Stimulationsimpuls-Ausgabeschaltung 26, die, durch von
der CPU 32 ausgegebene Signale gesteuert, Herzstimulationsimpulse
erzeugt, kann beispielsweise von dem in US-A-4 476 868 von Thompson
mit dem Titel "Body
Stimulator Output Circuit" offenbarten
Typ sein. Es wird jedoch wiederum angenommen, daß Durchschnittsfachleute aus
vielen verschiedenen Typen von Stimulationsausgabeschaltungen aus
dem Stand der Technik auswählen
könnten,
welche für
die Verwirklichung der vorliegenden Erfindung geeignet sind.
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Die
Meßverstärkerschaltung 24,
die herkömmlich
aufgebaut ist, empfängt
elektrische Herzsignale von den Leitungen 14A und 14V und
verarbeitet diese Signale, um Ereignissignale zu erzeugen, welche
das Auftreten spezifischer elektrischer Herzereignisse, einschließlich atrialer
Kontraktionen (P-Zacken)
und ventrikulärer
Kontraktionen (R-Zacken), widerspiegeln. Diese Ereignisangabesignale
werden der CPU 32 zugeführt, damit
sie die CPU beim Steuern der synchronen Stimulationsvorgänge des
Impulsgenerators 10 verwendet, wie es auf dem Fachgebiet üblich ist.
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Die
Aktivitätsschaltung 21 ist
auch herkömmlich
aufgebaut, wie beispielsweise in US-A-4 485 813 von Anderson u.a.,
in US-A-S 271 395 von Wahlstrand u.a. mit dem Titel "Method and Apparatus
for Rate-Responsive Cardiac Pacing" oder in dem vorstehend erwähnten Patent
mit der Endnummer 388 von Sivula angegeben ist. Der Aktivitätsschaltung 21 ist
ein mikrofonartiges piezoelektrisches Element 60 zugeordnet,
das der Aktivitätsschaltung 21 ein
Rohsensorsignal zuführt,
welches das Niveau der körperlichen
Aktivität
eines Patienten widerspiegelt. (Falls andere Sensoren verwendet
werden, ist die optimale Form der Schaltung 21 anders,
wobei möglicherweise
mehrere gewichtete Eingaben von mehreren Sensoren, beispielsweise 18 Sensoren,
bevorzugt sind.) Das Rohsensorsignal vom piezoelektrischen Element 60 wird
von einer Aktivitätsverarbeitungsschaltung 62 verarbeitet,
um ein Sensorsignal abzuleiten, das, entweder in analoger oder in
digitaler Form, das Niveau der körperlichen
Aktivität
des Patienten und damit den Stoffwechselbedarf an mit Sauerstoff angereichertem
Blut des Patienten widerspiegelt. Das Sensorsignal wird über einen
E/A-Bus 50 zur Stimulationssteuerschaltung 20 übertragen,
um von der CPU 32 beim Steuern des Impulsgenerators 10,
so daß er
die aktivitätsadaptierende
Stimulation ausführt,
verwendet zu werden. (Der Stimulationssteuerschaltung 20 und der
Aktivitätsschaltung 21 sind
E/A-Busschnittstellenschaltungen 40 bzw. 41 zugeordnet,
welche Übertragungen
digitaler und/oder analoger Informationen zwischen der Stimulationssteuerschaltung 20 und
der Aktivitätsschaltung 21 in
herkömmlicher
Weise koordinieren.)
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Wie
vorstehend erwähnt
wurde, ist der Impulsgenerator 10 gemäß der gegenwärtig offenbarten
Ausführungsform
der Erfindung mit einer Frequenzglättungsfähigkeit versehen, um große, plötzliche
Abfälle
der Stimulationsfrequenz, beispielsweise infolge eines fehlerhaften
Verfolgens der atrialen elektrischen Aktivität, zu verhindern. Klinische Anforderungen
für diese
Fähigkeit
sind unter anderem ein transienter sinoatrialer Block, ein intermittierender
Verlust der atrialen Erfassung, eine Glättung der ventrikulären Frequenz
während einer
Wenckebach-Operation, insbesondere während Tachyarrhythmien, und
ein Verhindern steiler Frequenzabfälle bei Patienten mit einem
Syndrom eines kranken Sinus oder einem Bradykardie/Tachykardie-Syndrom.
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Es
wird im allgemeinen als symptomatisch angesehen, daß ein Patient
plötzliche
Frequenzabfälle
erfährt,
so daß sie
geglättet
werden. Dagegen scheint es nicht so, daß plötzliche Frequenzanstiege eine
Glättung erfordern.
Zur Unterstützung
seiner Frequenzglättungsfunktionalität hält der Impulsgenerator 10 gemäß der bevorzugten
Ausführungsform
und insbesondere die CPU 32 eine Anzahl von Zahlenwerten
in der Speichereinheit 30, wobei diese Werte periodisch
aktualisiert werden, um zu bestimmen, wie eine Frequenzglättung anzuwenden
ist.
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Ein
solcher Wert, den wir zweckmäßigerweise
als das "durchschnittliche
atriale Intervall" ("AAI", wenngleich dies
kein mathematischer "Durchschnitt" zu sein braucht,
dies aber sein könnte)
bezeichnen, wird von der CPU 32 nach jedem atrialen Intervall,
das in einem natürlichen
(atrialen nicht stimulierten) Ereignis endet, und jenen Intervallen
zwischen zwei atrialen stimulierten Ereignissen angepaßt. Dieses
AAI wird auf der Grundlage des Zeitmaßes zwischen diesen beiden
atrialen stimulierten Ereignissen oder eines atrialen Erfassungsereignisses,
gefolgt von einem erfaßten
oder stimulierten atrialen Ereignis, jedoch nicht jener Ereignispaare,
bei denen einem atrialen erfaßten
Ereignis ein atriales stimuliertes Ereignis folgt, berechnet. Mit
anderen Worten treten die atrialen (A-A-) Intervalle, für die das
AAI aktualisiert wird, zwischen Erfassungen, refraktären Erfassungen
und Stimulationen des Atriums auf. In einer Sinusverfolgungssituation,
in der jedes atriale Ereignis ein erfaßtes (natürliches) Ereignis ist, wird
jedes A-A-Intervall beim Anpassen des AAIs verwendet. In einer konkurrierenden
Stimulationssituation, in der die atriale Stimulation eng mit der
natürlichen
atrialen Aktivität
gekoppelt ist, wird das refraktäre
Erfassungs-Stimulations-Intervall nicht verwendet, weil es die zugrundeliegende
natürliche
Aktivität
möglicherweise
nicht wirklich widerspiegelt.
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Gemäß der gegenwärtig bevorzugten
Ausführungsform
ist das Aktualisieren des AAIs eine "Verschobenes-Delta-Operation". Jede Anpassung
modifiziert das AAI um einen festen Betrag. Falls das für eine Aktualisierung
des AAIs verwendete A-A-Intervall
kleiner oder gleich dem aktuellen AAI ist, wird das AAI um einen als
DELTADEC bezeichneten festen Betrag verringert. DELTADEC und DELTAINC
gehören
zu den programmierbaren Werten, die vom Arzt ausgewählt und
modifiziert werden können.
Diese Modifikation erfolgt unter Verwendung der Telemetrie-Programmierfähigkeiten
des Impulsgenerators, wie es auf dem Fachgebiet üblich ist.
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Für eine gegebene
Aktualisierung kann sich das AAI nie um mehr als die DELTADEC- oder
DELTAINC-Werte ändern.
Gemäß der gegenwärtig bevorzugten
Implementation der Erfindung ist DELTADEC größer als DELTAINC. Hieraus ergibt
sich ein Frequenzglättungsalgorithmus,
der schnell ansteigende atriale Frequenzen schneller verfolgt als
abfallende atriale Frequenzen.
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Ein
Ergebnis des stufenweisen Inkrementierens und Dekrementierens des
AAIs besteht darin, daß es möglich ist,
daß das
AAI über
die natürliche
atriale Frequenz hinausschießt.
Falls beispielsweise angenommen wird, daß (1) ein aktueller AAI-Wert
600 ms (Millisekunden) beträgt,
(2) der programmierte DELTADEC-Wert 24 ms beträgt, (3) der programmierte DELTAINC-Wert
8 ms beträgt,
(3) eine atriale Erfassung 550 ms nach einer vorhergehenden atrialen
Erfassung erfolgt (d.h, ein atriales Intervall von 550 ms), woraus
sich ein aktualisierter AAI-Wert von 576 ms (600 – 24) ergibt,
und (4) das nächste
natürliche
atriale Ereignis 560 ms nach demjenigen auftritt, für das das
AAI auf 576 ms aktualisiert wurde, zieht die nächste AAI-Aktualisierung das Dekrementieren
des aktuellen AAIs um 24 ms nach sich. Diese Anpassung führt jedoch
zu einem AAI von 552, was ein etwas kleinerer Wert ist als derjenige
des gerade gemessenen natürlichen
A-A-Intervalls (560 ms). Falls das nächste natürliche atriale Ereignis innerhalb
von 560 ms vom letzten liegt, wird DELTAINC zu 552 addiert, so daß sich ein
neues AAI von 560 ms ergibt.
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Die
anderen beiden Werte gemäß unserer
bevorzugten Ausführungsform
zum Beeinflussen der Frequenzglättung
stehen über
eine als Count N bezeichnete Matrix in Beziehung, die N Werte von
P Gesamtwerten enthält,
die wir als Count P bezeichnen. Count P ist entweder ein/aus, wahr/falsch,
eins/null usw., und die Anzahl in der Matrix oder Liste von Count-P-Variablen,
die die festgelegte Count N bilden, weist, wie wir sagen, eine Länge P auf.
Die Gesamtzahl dieser Variablen Count P, die auf eine erfüllte oder
aufzeichnungsfähige
Bedingung hinweisen, beträgt
N. Falls beispielsweise für
die letzten sechs Herzzyklen herausgefunden wird, daß die Bedingung
in fünf
gemessenen Intervallen viermal erfüllt ist (d.h. das Zeitintervall
ist kleiner als AAI minus dem Intervall, das den maximalen Frequenzabfall
angibt), ist die Kette von Count-P-Werten Count P 1 – 5, und sie
weist Werte in der Art von {1, 0, 1, 1, 1} auf. Wir sagen daher
N von P = 4 von 5, weil bei 4 von 5 Zyklen, die lesbar waren, die
Bedingung derart war, daß die
Zeit von Ereignis zu Ereignis kleiner war als das AAI minus dem
maximalen Frequenzabfallswert (d.h. es wurde null für vier Count-P-Werte
von insgesamt fünf CountP-Werten in Count N
gespeichert).
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Es
sollte inzwischen verständlich
geworden sein, daß der
maximale Frequenzabfallswert festgelegt wird, um abrupte Frequenzanpassungen
nach unten zu verhindern.
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Ein
Zweck beim Definieren der N-von-P-Frequenzglättungskriterien besteht darin,
es dem programmierenden Arzt oder Kliniker zu ermöglichen,
es zu steuern, eine wie große
Rolle die Frequenzglättung
beim Steuern der Stimulationsfrequenz spielt. Das Auswählen einer
niedrigen Frequenzglättungsschwelle
(in der Art von 1 von 5) bewirkt, daß die Frequenzglättung leicht
ausgelöst
wird und die Stimulationsfrequenz kontinuierlich geglättet wird,
während
das Auswählen
einer hohen Frequenzglättungsschwelle
(beispielsweise 4 von 5) bewirkt, daß eine Frequenzglättung nur
dann ausgelöst
wird, wenn die atriale Frequenz schnell ansteigt, so daß nur die
Frequenz atrialer Tachyarrhythmien geglättet wird.
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Falls
dies bevorzugt ist, kann die Frequenzglättungsfunktion des Impulsgenerators 10 einen
Stimulationsfrequenz-"Boden" behalten, wenn der
Impulsgenerator im Stimulationsmodus arbeitet. Es wird nicht ermöglicht,
daß die
Stimulationsfrequenz gemäß dieser
Ausführungsform
unter die durchschnittliche atriale Frequenz abnimmt (d.h. das Stimulationsintervall
nicht das AAI minus einem vorgegebenen Wert in der Art des maximalen
Frequenzabfalls überschreitet).
Falls die Stimulationsfrequenz bis auf diesen Punkt abfällt, wird
sie gemäß einer
vorgegebenen Verzögerungs-
oder Abfallsfunktion geglättet,
bis sie eine programmierte untere Frequenz (oder die sogenannte
Sensorfrequenz für
frequenzadaptierende Impulsgeneratoren, die in einem DDDR-Stimulationsmodus
arbeiten) erreicht.
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Die
Frequenzglättung
für den
Impulsgenerator 10 kann auf eine Glättung von einer höheren Frequenz zurückgesetzt
werden, nachdem sie aktiviert worden ist, falls die vorstehend beschriebenen
N- oder P-Kriterien erfüllt
sind. Während
der Frequenzglättung
wird das N in N von P nur dann inkrementiert, wenn das Stimulationsintervall
größer wird
als das AAI zuzüglich
der Frequenzglättungsschwelle,
und der Impulsgenerator verfolgt die natürliche atriale Aktivität.
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Die
Entscheidung zum Aktivieren der Frequenzglättung wird nach atrialen Ereignissen
stets aktiviert. Demgemäß kann die
Frequenzglättung
nur nach einem A-V-Intervall oder nach einem abgeschnittenen A-V-Intervall
aktiviert werden, falls eine ventrikuläre Unterbindung auftritt.
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Für frequenzadaptierende
Impulsgeneratoren mit der Fähigkeit
zur Stimulation bei einem "Sensorintervall" (d.h. bei einer
Frequenz, deren Stimulationsintervall als Funktion eines Sensors
in der Art des Aktivitätssensors 60 bestimmt
ist, wodurch der Stoffwechselbedarf eines Patienten widergespiegelt
wird) und für eine
DDD-Stimulation unter Verwendung der programmierten "niedrigeren" Frequenz wird nach
einem A-V-Intervall ein als VASmooth-Intervall bezeichnetes spezielles
V-A-Intervall eingeleitet. Das VASmooth-Intervall gleicht dem letzten
gemessenen V-V-Intervall
minus dem letzten A-V-Intervall plus einem vorgegebenen maximalen
Frequenzabfallswert, wie nachstehend in näheren Einzelheiten beschrieben
wird. Falls das Sensorintervall kleiner oder gleich dem letzten
gemessenen V-V-Intervall
ist, wird eine Stimulation mit der Sensorfrequenz (also schneller
als mit der natürlichen
Frequenz) auf das Herz übertragen.
Falls das Sensorintervall jedoch größer als das letzte gemessene
V-V-Intervall ist, fällt
die Escapefrequenz (das Intervall zwischen Stimulationen) entsprechend
einer vorgegebenen Verzögerungs-
oder Abfallsfunktion in der Art derjenigen, die im vorstehend erwähnten Patent
mit der Endnummer 388 von Sivula u.a. beschrieben ist, ab, bis die
Escapefrequenz größer oder
gleich der programmierten unteren Frequenz ist (oder für frequenzadaptierende
Impulsgeneratoren im DDDR-Modus die aktuelle Sensorfrequenz).
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Gemäß der gegenwärtig bevorzugten
Ausführungsform
der Erfindung ist der Frequenzglättungs-Abfallsparameter
im Bereich von 10 s bis 2,5 min programmierbar. Die Frequenzglättungs-Abfallsfunktion ähnelt gemäß der bevorzugten
Ausführungsform
der im vorstehend erwähnten
Patent mit der Endnummer 388 von Sivula u.a. offenbarten Sensorfrequenz-Verzögerungsfunktion
oder verwendet diese. Der Wert des Frequenzglättungs-Verzögerungsparameters gemäß dieser
Ausführungsform
stellt das Zeitintervall dar, welches der Impulsgenerator benötigt, um
vom aktuellen Stimulationsintervall auf 90 % des gewünschten
Stimulationsintervalls (beispielsweise das untere Frequenzgrenzenintervall
oder das Sensorfrequenzintervall) zu wechseln.
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Wenngleich
zahlreiche Verzögerungs-
oder Abfallsformeln bekannt sind und verwendet und leicht erdacht
werden können,
können
im allgemeinen einige so erklärt
werden, daß sie
so funktionieren, daß sie
ein kleines festes Intervall herausgreifen und es zum aktuellen
Intervall addieren, um das nächste
Intervall zu erzeugen, bis die untere Frequenz (als ein Zielintervall
ausgedrückt)
erreicht wird. Indem dieses kleine Intervall größer gemacht wird, wird der
Frequenzabfall erhöht,
und indem es kleiner gemacht wird, wird bewirkt, daß der Abfall
langsamer vor sich geht.
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Falls
während
eines Frequenzglättungsvorgangs
ein Stimulationszyklus mit einem erfaßten atrialen Ereignis und
einem A-V-Intervall eingeleitet wird, kann das diesem A-V-Intervall folgende
V-A-Intervall nur um einen Betrag erweitert werden, der einem als
maximaler Frequenzabfall bezeichneten programmierbaren Abfall der
Stimulationsfrequenz entspricht. Gemäß einer Ausführungsform
wird in der Speichereinheit 30 zum Sparen von Rechenzeit und Energie
eine Nachschlagetabelle unterhalten, um zu bestimmen, um wie viel
das V-A-Intervall erhöht
werden muß,
um die Stimulationsfrequenz um den maximalen Frequenzabfall zu vermindern.
Die Tabelle ist vorzugsweise so aufgebaut, daß, je länger das aktuelle Intervall
ist, umso größer das
Inkrement ist, das zu ihm addiert werden kann. Die Verzögerung des
Stimulationsintervalls wird von dieser neuen Frequenz wiederaufgenommen,
wobei das neue Inkrement zum aktuellen Intervall addiert wird. Hierdurch
wird die richtige Verfolgung von Sinusfrequenzen gefördert und
dennoch eine angemessene Stimulationsunterstützung bereitgestellt, wenn
die atriale Frequenz abrupt abfällt.
Falls es erwünscht
ist, könnte
eine Formel- und Prozessorkombination an Stelle einer Tabelle verwendet
werden, dies ist jedoch gegenwärtig
nicht bevorzugt.
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In 3 ist ein Zustandsdiagramm
dargestellt, das die Funktionsweise der Frequenzglättungsfunktion im
Impulsgenerator 10 gemäß der bevorzugten
Ausführungsform
zeigt. In Hinblick auf das N-von-P-Kriterium zur Aktivierung der
Frequenzglättung
wird diese Funktion vorzugsweise in der Speichereinheit 30 ausgeführt, indem
ein eindimensionales Feld "CountN" (so daß es die
Elemente [1...P] enthält),
ein Index dieser Elemente, "CountP", und ein Zähler "N" gespeichert werden. Zunächst wird
jedes Element in dem Feld CountN auf Null gesetzt, und der CountP-Indexwert
wird auf Eins (1) gesetzt. Für
jeden atrialen Zyklus wird der Index (CountP) um eins inkrementiert,
und es wird auf das nächste
Element in CountN gezeigt. Falls für einen gegebenen atrialen
Zyklus, der das Kriterium für
eine AAI-Aktualisierung
erfüllt,
wie vorstehend dargelegt wurde, herausgefunden wird, daß das A-A-Intervall
zumindest um den Frequenzglättungs-Schwellenwert
kleiner ist als der aktuelle AAI-Wert, wird der CountN-Feldelementwert
bei "CountP" "gesetzt" (vorzugsweise auf "1").
Wie verständlich
sein wird, ermöglicht
dieses Schema die N-von-P-Bestimmung durch einfaches Summieren aller "gesetzten" oder mit 1 bewerteten
Elemente (von allen P Elementen) in dem CountN-Feld.
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Wie
vorstehend erwähnt
wurde, wird die Frequenzglättung
nur bei einer Feststellung aktiviert, daß die N-von-P-Frequenzglättungskriterien
erfüllt
worden sind. (Dies bedeutet in der gegenwärtig bevorzugten Implementation,
daß für die Summe
aller Werte von CountN > N
ist.) Demgemäß befindet
sich die Frequenzglättungsfunktion
während
des Normalbetriebs im Ruhezustand. Dieser Ruhezustand ist durch
einen Zustandsknoten 100 in 3 dargestellt.
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Ein
erster Zustandsübergang
(in 3 als eine Schleife
dargestellt und mit einer Bezugszahl 102 bezeichnet.) spiegelt
eine Situation wider, in der der Impulsgenerator 10, dessen
Frequenzglättungsfunktion
im Ruhezustand ist, ein "PAV" erfaßt (d.h.
ein ventrikuläres
Ereignis gefolgt von einem stimulierten atrialen Ereignis), wobei
die Summe der Variablenwerte von CountN kleiner als N ist. Wie in 3 dargestellt ist, beginnt und
endet der Zustandsübergang 102 in
dem Ruhezustand. Wenn der Zustandsübergang 102 ausgeführt wird, wird
die mit CountP indexierte Variable auf Null gelegt und die nächste auszuwertende
Variable inkrementiert (oder auf 1 zurückgesetzt, falls CountP = P
gilt).
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Der
Zustandsübergang 104 in 3 ähnelt dem Übergang 102, geschieht
jedoch nach einem "SAV" (d.h. einem ventrikulären Ereignis
gefolgt von einem erfaßten
atrialen Ereignis), falls die Summe der Werte von CountP kleiner
als N ist. Wenn der Übergang 104 ausgeführt wird,
wird die durch CountP indexierte aktuelle Variable auf Eins gesetzt,
falls das N-von-P-Kriterium von dem letzten A-A-Intervall erfüllt wird,
und CountP wird inkrementiert (oder auf Eins zurückgesetzt, falls CountP = P
ist).
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Falls
entweder ein SAV oder ein PAV auftritt und die Summe der Variablenwerte
= N ist, wird der Zustandsübergang 106 vom
Ruhezustand 100 in den aktiven Zustand 108 ausgeführt. Wenn
der Übergang 106 ausgeführt wird,
wird das V-A-Escapeintervall des Impulsgenerators (d.h. das Intervall
zwischen einem ventrikulären
Ereignis und der Abgabe einer nachfolgenden atrialen Stimulation
bei Abwesenheit einer erfaßten
atrialen Aktivität)
auf den zuvor beschriebenen VASmooth-Wert gesetzt. Zusätzliche
Tätigkeiten,
die dem Zustandsübergang 106 zugeordnet
sind, schließen
das Rücksetzen
aller CountN-Feldvariablenwerte auf Null und des CountP-Index auf
Eins ein.
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Wenn
im Zustand 108 ein PAV auftritt, wird der Wert der Variablen
CountN (beim Index CountP) auf Null gesetzt und CountP inkrementiert
(oder auf Eins zurückgesetzt,
wenn er gleich P ist). Zusätzlich
wird das (A-A)-Escapeintervall entsprechend der Verzögerungsfunktion
des Impulsgenerators um einen vorgegebenen Betrag verringert, wie
zuvor erörtert
wurde. Dies spiegelt sich im Zustandsübergang 110 in 3 wider. Wenn andererseits
ein SAV auftritt, wenn sich der Impulsgenerator 10 im Zustand 108 befindet,
wird das V-A-Escapeintervall auf den VASmooth-Wert gesetzt, wird
der Wert der Variablen CountN [CountP] auf Eins gesetzt und wird
CountP inkrementiert, wie durch den Zustandsübergang 112 vom Zustand 108 in
den Zustand 114 dargestellt ist.
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Im
Zustand 114 wird das N-von-P-Frequenzglättungskriterium geprüft. Falls
die Summe der Werte von CountN kleiner als N ist, kehrt der Impulsgenerator 10 in
den aktiven Zustand 108 zurück (Übergang 116). Falls sie
jedoch gleich N ist, wird der Übergang 118 in
den Zustand 108 genommen, wird das V-A-Escapeintervall auf
VASmooth gesetzt und wird das CountN-Wertefeld auf Null zurückgesetzt.
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Wenn
die Frequenzglättung
aktiv ist (Zustand 108), wird die Escapefrequenz des Impulsgenerators (d.h.
sein A-A-Stimulationsintervall)
mit dem aktuell programmierten unteren Frequenzgrenzenintervall
(für die DDD-Stimulation)
oder mit dem aktuellen Sensorintervall (für die DDDR-Stimulation) verglichen. Falls das Escapeintervall
größer oder
gleich dem programmierten unteren Frequenzgrenzenintervall (DDD-Stimulation) oder
der Sensorfrequenz (DDDR-Stimulation)
ist, wird der Übergang 120 in
den Ruhezustand 100 ausgeführt. Hierdurch wird verhindert,
daß der
Impulsgenerator 10 bei einer Frequenz stimuliert, die kleiner
ist als das programmierte untere Frequenzgrenzenintervall (oder
kleiner als das Sensorintervall für die DDDR-Stimulation). Wenn
der Übergang 120 ausgeführt wird,
wird das Escapeintervall des Impulsgenerators auf das programmierte
untere Frequenzgrenzenintervall gesetzt (oder das Sensorintervall
für die
DDDR-Stimulation).
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4 zeigt ein Streifendiagramm,
in dem ein Beispiel der vom Impulsgenerator gemäß der gegenwärtig bevorzugten
Ausführungsform
der Erfindung ausgeführten
Frequenzglättung
dargestellt ist. In 4 ist eine
elektrische Herzwellenform eines Patienten mit einer Bezugszahl 140 bezeichnet.
Ein Ereignismarkerkanal, beispielsweise in der Art desjenigen, der
im vorstehend erwähnten
Patent mit der Endnummer 382 von Markowitz beschrieben
ist, ist mit einer Bezugszahl 142 bezeichnet.
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Die
in 4 dargestellte Herz-
und Impulsgenerator-Aktivität beginnt
mit einem atrialen stimulierten Ereignis 144, gefolgt von
einem ventrikulären
stimulierten Ereignis 146. Als nächstes wird eine verfrühte atriale Kontraktion
(PAC) 148 erfaßt.
In diesem Beispiel wird die atriale Kontraktion 148 als
verfrüht
angesehen, weil sie vor dem Ablaufen eines dem Zeitintervall (AAI
minus der Frequenzglättungsschwelle)
nach dem vorhergehenden atrialen Ereignis 144 entsprechenden
Zeitraums aufgetreten ist. Nach der PAC 148 tritt eine
ventrikuläre
Stimulation 150 auf.
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In ähnlicher
Weise werden eine zweite PAC 152 und eine dritte PAC 154 erfaßt. Für das Beispiel
aus 4 sind die N-von-P-Frequenzglättungs-Aktivierungskriterien
als N = 3 und P = 4 definiert. Demgemäß werden beim Erfassen der
PAC 154 die N-von-P-Kriterien erfüllt, und es wird die Frequenzglättungsfunktion
des Impulsgenerators aktiviert, sobald ein ventrikuläres Ereignis 156 auftritt
(es sei daran erinnert, daß alle
Entscheidungen zum Aktivieren der Frequenzglättung nach ventrikulären Ereignissen
vorgenommen werden). Wie vorstehend erwähnt wurde, weist die Frequenzglättungsfunktion
das Erzeugen eines Stimulationsfrequenz-"Bodens" auf, so daß verhindert
wird, daß die
Stimulationsfrequenz unter die Frequenz abfällt, die dem AAI minus dem
vorgegebenen Maximalwert des Frequenzabfalls entspricht. Falls während des
Frequenzglättungsvorgangs
ein Stimulationszyklus mit einem erfaßten atrialen Ereignis und
einem folgenden A-V-Intervall eingeleitet wird, wird hierfür das nachfolgende
V-A-Intervall verlängert,
um zu gewährleisten,
daß der
Stimulationszyklus ein Intervall andauert, das dem AAI minus dem
maximalen Frequenzabfall entspricht. Wie ebenfalls zuvor beschrieben
wurde, wird der Betrag, um den das V-A-Intervall verlängert werden
muß, um
dies zu gewährleisten,
vorzugsweise mit Bezug auf eine in der Speichereinheit 30 unterhaltene
Nachschlagetabelle erhalten.
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Es
ist demgemäß anhand 4 ersichtlich, daß als Ergebnis
einer verfrühten
atrialen Kontraktion 154 und der nachfolgenden Aktivierung
der Frequenzglättungsfunktion
das Intervall zwischen dem atrialen Erfassungsereignis 154 und der
Abgabe eines anderen atrialen Stimulationsimpulses 158 verlängert wird,
so daß es
bei AAI minus dem Maximalwert des Frequenzabfalls liegt. In 4 weisen die atrialen Stimulationsimpulse 158, 160 und 162 alle
eine Frequenzglättung
auf.
-
Die
Wirkungen des Frequenzglättungsvorgangs
gemäß der gegenwärtig offenbarten
Ausführungsform der
Erfindung können
besser mit Bezug auf spezifische Beispiele kardialer Bedingungen
verstanden werden, für
die eine Frequenzglättung
wünschenswert
ist. In 5 ist ein Beispiel
des Ansprechens eines Impulsgenerators aus dem Stand der Technik
(d.h. eines nicht frequenzglättenden
Impulsgenerators) auf einen verfrühten Abfall der verfolgten
atrialen Aktivität
dargestellt, der beispielsweise durch einen transienten sinoatrialen Block
(SA-Block), ein Syndrom eines kranken Sinus, ein Bradykardie-Tachykardie-Sinussyndrom, eine
chronotrope Inkompetenz, eine persistierende Sinusbradykardie, einen
Sinusknotenausfall oder dergleichen hervorgerufen wird. Ohne eine
Frequenzglättung
bewirkt der Abfall der atrialen Frequenz einen entsprechenden Abfall
der Stimulationsfrequenz, wie in 5 dargestellt
ist. In 6 weist das
frequenzgeglättete
Ansprechen des Impulsgenerators 10 gemäß der gegenwälrtig offenbarten
Ausführungsform
der Erfindung auf denselben Abfall der verfolgten atrialen Frequenz
andererseits eine viel allmählichere
Abnahme der Stimulationsfrequenz auf.
-
Wie
in 6 dargestellt ist,
verfolgt der Impulsgenerator 10 die atriale Frequenz, bis
der scharfe Abfall auftritt, und der vorstehend beschriebene Frequenz
glättungsvorgang
führt an
diesem Punkt zu einer allmählichen
Verzögerung
der Stimulationsfrequenz bis hinab zum unteren Frequenzgrenzenintervall
oder zum Sensor intervall, je nach dem, was gilt.
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In 7 ist eine Auftragung des
Ansprechens eines Impulsgenerators aus dem Stand der Technik auf einen
intermittierenden Verlust der atrialen Erfassung dargestellt. Wie
in 7 dargestellt ist,
besteht das Ansprechen des Impulsgenerators aus dem Stand der Technik
darin, intermittierend bei seiner unteren Frequenzgrenze (oder bei
DDDR-Impulsgeneratoren beim Sensorintervall) zu stimulieren, immer
wenn kein atrialer Schlag erfaßt
wird. In 8 ermöglicht die
Frequenzglättungsfunktion
des Impulsgenerators 10 gemäß der gegenwärtig offenbarten
Ausführungsform
der Erfindung andererseits, daß er
ein Ansprechen aufweist, bei dem das Band der ventrikulären Frequenzänderungen
von nahezu 60 BPM, in 7,
auf in etwa 30 BPM verschmälert
wird.
-
Gemäß einem
anderen Aspekt der vorliegenden Erfindung kann die hier beschriebene
Frequenzglättungsfunktion
des Impulsgenerators 10 auch die ventrikuläre Frequenz
während
einer Wenckebach-Operation glätten.
Durchschnittsfachleute werden verstehen, daß die Wirkung der hier offenbarten
Frequenzglättungsfunktion ähnlich der
DDDR-Stimulation mit Wenckebach während der Aktivität ist. In 9 ist ein Streifendiagramm
der Herzaktivität
und der Impulsgeneratoraktivität
während
einer Wenckebach-Operation eines Impulsgenerators aus dem Stand
der Technik (nicht frequenzglättend)
dargestellt. Entsprechend herkömmlicher
Praxis reagiert der Impulsgenerator aus 9 auf eine natürliche atriale Aktivität bei einer
die programmierte obere Frequenzgrenze des Impulsgenerators übersteigenden
Frequenz durch ein allmähliches
Erhöhen
der A-V-Verzögerung
zwischen einer erfaßten
atrialen Aktivität
und einer Abgabe ventri kulärer
Stimulationsimpulse.
-
In 9 ist die elektrische Herzwellenform
mit einer Bezugszahl 180 bezeichnet, ist ein Markerkanaldiagramm
erfaßter
Ereignisse mit einer Bezugszahl 182 bezeichnet und ist
ein Markerkanaldiagramm stimulierter Ereignisse mit einer Bezugszahl 184 bezeichnet.
Wie in 9 dargestellt
ist, treten atriale natürliche
Ereignisse, wie jene, die mit den Bezugszahlen 186, 188, 190 und 192 bezeichnet
sind, schnell auf. Ansprechend auf das erfaßte atriale Ereignis 190 gibt
der Impulsgenerator aus dem Stand der Technik nach einer vorgegebenen
A-V-Verzögerungsperiode
einen ventrikulären
Stimulationsimpuls 194 aus. Ein anderes atriales Ereignis 192 wird
jedoch kurz danach erfaßt,
bevor das untere Frequenzgrenzen-Escapeintervall des Impulsgenerators
abläuft.
Daher wird ein sich ergebender ventrikulärer Impuls 196 nach
einer A-V-Verzögerung
abgegeben, die in bezug auf diese folgende atriale Erfassung 190 verlängert ist.
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In ähnlicher
Weise führt
ein verfrühtes
atriales erfaßtes
Ereignis 198 zur Abgabe eines ventrikulären Stimulationsimpulses 200,
jedoch erst nach Ablauf einer verlängerten A-V-Verzögerung, die diejenige übersteigt,
die dem atrialen Ereignis 192 folgt. Dieses Wenckebach-artige
Verhalten von Impulsgeneratoren aus dem Stand der Technik dauert
an, bis ein atriales Ereignis nicht zur Abgabe eines ventrikulären Impulses
als Ergebnis davon, daß es
während
einer atrialen Refraktärperiode
auftritt, führt.
In 9 tritt ein atriales
Ereignis 202 während
der bei der Abgabe des vorhergehenden ventrikulären Stimulationsimpulses 204 eingeleiteten Refraktärperiode
auf. Demgemäß wird in Übereinstimmung
mit einer herkömmlichen
Wenckebach-Operation vor dem Auftreten eines anderen atrialen Ereignisses 206 kein
ventrikulärer
Impuls abgegeben. Beim atrialen Ereignis 206 wird der Prozeß des allmählichen
Verlängerns
der A-V-Verzögerung nach
schnellen atrialen Ereignissen wiederholt.
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In 10 ist ein Streifendiagramm
des Verhaltens des Herzens und des Impulsgenerators 10 gemäß der gegenwärtig offenbarten
Ausführungsform
der Erfindung dargestellt, wobei das Ansprechen des Impulsgenerators 10 auf
die gleiche Reihe schneller atrialer Ereignisse wie in 9 dargestellt ist. In 10 ist die Herzwellenform
mit einer Bezugszahl 210 bezeichnet, ein Markerkanaldiagramm
erfaßter
Ereignisse mit einer Bezugszahl 212 bezeichnet und ein
Markerkanaldiagramm stimulierter Ereignisse mit einer Bezugszahl 214 bezeichnet.
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In 10 ist ersichtlich, daß die schnelle
atriale Frequenz bewirkt, daß die
Verzögerung
zwischen der Abgabe ventrikulärer
Stimulationsimpulse allmählich
zunimmt, bis das mit einer Bezugszahl 220 bezeichnete atriale
Ereignis während
einer bei der Abgabe eines vorhergehenden ventrikulären Stimulationsimpulses 222 eingeleiteten
Refraktärperiode
auftritt.
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Die
Frequenzglättungsfähigkeiten
des Impulsgenerators 10 gemäß der gegenwärtig offenbarten
Ausführungsform
der Erfindung sind auch beim Verhindern großer ventrikulärer Frequenzänderungen
während Episoden
einer atrialen Tachykardie oder einer atrialen Fibrillation vorteilhaft.
In 11 ist eine Auftragung
einer ventrikulären
Stimulationsfrequenz für
einen Patienten dargestellt, der eine atriale Fibrillation durchmacht. Das
Ansprechen des Impulsgenerators aus dem Stand der Technik (nicht
frequenz glättend)
ist in 11 durch offene
Kreise dargestellt, während
das Ansprechen des Impulsgenerators 10 gemäß der gegenwärtig offenbarten
Ausführungsform
der Erfindung durch ausgefüllte
Kreise dargestellt ist. Hinsichtlich des Ansprechens des Impulsgenerators 10 auf
einen intermittierenden Verlust der atrialen Erfassung (siehe die
vorstehenden 7 und 8) sei bemerkt, daß der Impulsgenerator 10 gemäß der vorliegenden
Erfindung ein Ansprechen auf eine atriale Fibrillation aufweist,
bei dem der Bereich der ventrikulären Änderung verglichen mit dem
Ansprechen eines Impulsgenerators aus dem Stand der Technik verschmälert ist.
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Die
Wirkung der Frequenzglättung
ist weniger ausgeprägt
als bei den vorstehend beschriebenen vorhergehenden atrialen Bedingungen,
weil die natürliche
atriale Aktivität
verfolgt wird. Durchschnittsfachleute werden jedoch beobachten,
daß eine
Frequenzglättung
gemäß der gegenwärtig offenbarten
Ausführungsform der
Erfindung einen inkrementellen Vorteil bereitstellt, indem sie die
periodischen großen
Frequenzabfälle
verhindert, die auftreten können.
Eine Frequenzglättung
ermöglicht
auch, daß die
Herzfrequenz nach einer Episode eines atrialen Flatterns allmählich abfällt.
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Die
der Frequenzglättungs-Impulsgeneratorfunktion
gemäß der gegenwärtig offenbarten
Ausführungsform
der Erfindung zugeordneten Zahlenparameter umfassen die Frequenzglättung, die
ein- oder ausprogrammiert werden kann, den maximalen Frequenzabfall,
der in Inkrementen von 1 BPM von 1 – 20 BPM programmierbar ist,
und den Frequenzglättungsabfall,
der von 15 s bis 5 min programmierbar ist. Es ist vorgesehen, daß mehrere
der hier in Zusammenhang mit der Frequenzglättungsfunktion des Impulsgenerators 10 beschrie benen
Parameter bei der Herstellung oder beim Verkauf der Vorrichtung
festgelegt werden (also nicht vom Arzt programmierbar sind). Diese
vorzugsweise nicht programmierbaren Parameter umfassen die Frequenzglättungsschwelle
(die vorzugsweise auf 31 ms festgelegt ist) und N und P, welche
vorzugsweise auf 3 bzw. 5 festgelegt sind. Durch Legen von P auf
5 wird genug Zeit gelassen, um den Algorithmus mit der Sicherheit,
daß der
Frequenzglättungsvorgang
ausgeführt
werden sollte, einzuleiten. Dieser Wert ermöglicht auch das schnelle Einleiten
der Frequenzglättung.
Unter der Annahme, daß der
Wert von P 5 ist, sollte der Wert von N 3 sein, um zu verhindern,
daß der
Algorithmus unangemessen ausgelöst
wird, wenn sporadische verfrühte atriale
Kontraktionen vorhanden sind, und damit er gleichzeitig nicht so
restriktiv ist, daß eine
Frequenzglättung kaum
eingeleitet wird.
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Der
Frequenzglättungs-Schwellenparameter
wird vorzugsweise auf den Wert von DELTADEC (23 ms) zuzüglich eines
Taktzyklus gesetzt. Dies verhindert, daß Schwankungen beim Algorithmus
des durchschnittlichen atrialen Intervalls fälschlicherweise eine Frequenzglättung einleiten.
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Die
programmierbaren Parameter, die der hier beschriebenen Frequenzglättungsfunktion
zugeordnet sind, werden vorzugsweise unter Beachtung der folgenden
Informationen eingestellt: Der Frequenzglättungsparameter ist entweder
ein oder aus. Der maximale Frequenzabfall sollte so festgelegt werden,
daß die
ventrikuläre
Frequenz des Patienten auf einer Schlag-für-Schlag-Grundlage nicht um
große
Werte abfallen darf. Die 12a, 12b und 12c sind Auftragungen, in denen das Ansprechen
des Impulsgenerators 10 auf einen steilen Abfall der atrialen
Frequenz bei festgelegten Werten des maximalen Frequenzabfalls von
5, 10 bzw. 20 BPM dargestellt ist.
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Wie
vorstehend erwähnt
wurde, steuert der Frequenzglättungs-Abfallsparameter
die Abfallsrate der geglätteten
Stimulationsfrequenz. Ein kleiner Wert für diesen Parameter kann die
Wirksamkeit der Frequenzglättungsfunktion
des Impulsgenerators 10 verringern, weil er einen schnelleren
Abfall ermöglicht.
Dies kann jedoch für
jüngere
und aktivere Patienten wünschenswerter
sein, die schnelle Sinusfrequenzschwingungen aufweisen. In 13 ist eine Auftragung dargestellt,
die derjenigen aus 12a ähnelt, wobei
jedoch der Frequenzglättungs-Abfallsparameter
für die
Auftragung aus 13 von
120 Sekunden auf 10 Sekunden geändert worden
ist. 13 zeigt, daß die kurze
Abfallszeit die Wirkung des maximalen Frequenzabfalls überschreibt.
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Wie
vorstehend vorgeschlagen wurde, wird daran gedacht, daß die Frequenzglättungsfunktionalität des hier
beschriebenen Impulsgenerators 10 auch vorteilhaft in Zusammenhang
mit Kardioversions- und Defibrillationsmodi des Impulsgenerators 10 verwirklicht
werden kann. Es wird beispielsweise angenommen, daß die vorliegende
Erfindung vorteilhaft in Zusammenhang mit einem implantierbaren
Impulsgenerator/Kardioverter/Defibrillator (PCD) in der Art des
Modells 7219 JEWEL® PCD von Medtronic, das
im Handel vom Erwerber der vorliegenden Erfindung erhältlich ist,
angewendet werden kann.
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Wie
Durchschnittsfachleute verstehen werden, müssen multifunktionelle implantierbare
Vorrichtungen, einschließlich
PCDs, in der Lage sein, zwischen verschiedenen Typen arrhythmischer
oder auf andere Weise unerwünschter
Herz zustände,
einschließlich
einer Bradykardie, einer Tachykardie und/oder einer Fibrillation,
zu unterscheiden, so daß die
Vorrichtung abhängig
von dem erkannten Zustand eine andere geeignete Therapie anwenden
kann. Diese Vorrichtungen müssen
daher auch in der Lage sein, zwischen ihren verschiedenen therapeutischen
Modi in einer Weise umzuschalten, die nicht zu einer unangemessenen
Behandlung eines erkannten Zustands führt. Beispielsweise ist in
US-A-4 144 949 von
Olson mit dem Titel "Dual Chamber
Rate Responsive Pacemaker With Automatic Mode Switching" ein frequenzadaptierender
Schrittmacher beschrieben, der in der Lage ist, abhängig von
der erkannten natürlichen
Herzaktivität,
automatisch zwischen dem DDD-Modus, dem WIR-Modus und dem DDIR-Modus umzuschalten.
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In
der vorstehenden Beschreibung wurde die vorliegende Erfindung in
Zusammenhang mit dem Impulsgenerator 10 beschrieben, der
in der Lage ist, in herkömmlichen
Stimulationsmodi (beispielsweise DDD, DDDR usw. ...) für die Behandlung
einer Bradykardie zu arbeiten. Für
die Zwecke der folgenden Beschreibung wird angenommen, daß der Impulsgenerator 10 zusätzlich in
mehreren Modi, einschließlich
eines Kardioversionsmodus und eines Defibrillationsmodus, arbeiten
kann und daß der
Impulsgenerator 10 weiter in der Lage ist, automatisch
zwischen verschiedenen therapeutischen Modi, beispielsweise entsprechend
den im vorhergehenden Absatz erwähnten
Patent mit der Endnummer 949 von Olson dargelegten Lehren, umzuschalten.
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14 zeigt eine Auftragung
des Ansprechens eines Impulsgenerators aus dem Stand der Technik (hohle
Kreise) und des Impulsgenerators 10 gemäß der gegenwärtig offenbarten
Ausführungsform
der Erfindung (ausgefüllte
Kreise) während
einer Episode einer atrialen Fibrillation. In 14 geben die Diamanten an, wann atriale
Schläge
auftreten. Eine durchgezogene vertikale Linie 250 in 14 entspricht dem Punkt,
an dem der Impulsgenerator 10 gemäß der gegenwärtig offenbarten
Ausführungsform
der Erfindung ansprechend auf die hohe und erratische atriale Frequenz
eine Modusumschaltung vom Stimulationsmodus in den Defibrillationsmodus
durchmacht. Eine unterbrochene vertikale Linie 252 entspricht
dem Punkt, an dem ein Impulsgenerator aus dem Stand der Technik
(d.h. nicht frequenzglättend)
diese Modusumschaltung durchmacht. 14 zeigt,
daß die
Frequenzglättung
die Zeit verkürzt,
die eine Mehrfunktionsvorrichtung zum Durchmachen eines Modusumschaltens
benötigt.
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In ähnlicher
Weise zeigt 15 das Ansprechen
einer Vorrichtung aus dem Stand der Technik (d.h. nicht frequenzglättend) (hohle
Kreise) und des Impulsgenerators 10 gemäß der gegenwärtig offenbarten
Ausführungsform
der Erfindung (ausgefüllte
Kreise) auf eine Episode eines atrialen Flatterns. Wie in 14 geben die Diamanten in 15 das Auftreten atrialer
Schläge
an. Wie bei dem in 14 dargestellten
Ansprechen auf eine atriale Fibrillation gibt das in 15 dargestellte Ansprechen
an, daß das
Modusumschalten vom Stimulationsmodus in den Tachyarrhythmiemodus
für den
Impulsgenerator 10 (durchgezogene Linie 254) früher auftritt
als für
eine nicht frequenzglättende
Vorrichtung (unterbrochene Linie 256).
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Wie
in den 14 und 15 dargestellt ist, erhöht eine
Frequenzglättung
die Modusumschaltfähigkeiten des
Impulsgenerators 10 infolge des vorstehend beschriebenen
AAI-Algorithmus.
Wie vorstehend erwähnt wurde,
darf das AAI nicht das Escapeintervall des Impulsgenerators überschreiten.
Weil die Frequenzglättungsfunktion
das Escapeintervall verringern kann, muß auch das AAI verringert werden.
Dies bewirkt das Verkürzen
der Zeit zum Schalten von Modi. Weil das Verkürzen des AAIs erzwungen wird,
wird das frequenzadaptierende A-V-Intervall entsprechend verkürzt.
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SPITZENFREQUENZ-UNTERSTÜTZUNGSVORGANG
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Wie
vorstehend erwähnt
wurde, hat der Impulsgenerator 10 gemäß der vorliegenden Erfindung
zusätzlich
zu der gerade beschriebenen Frequenzglättungsoperation eine verwandte
Spitzenfrequenz-Unterstützungsfähigkeit,
die große
Frequenzänderungen
herausglätten
soll, die häufig
bei Patienten beobachtet werden, die kurz davorstehen, eine Episode
einer vasovagalen Synkope (VVS) zu durchlaufen.
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Ebenso
wie die vorstehend beschriebene Frequenzglättungsfunktion beruht die Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktion
des Impulsgenerators 10 auf dem Beibehalten eines AAIs,
sie konnte jedoch in der jüngeren
Vergangenheit auch einen anderen Indikator einer aktuell erfaßten atrialen
Frequenz verwenden. Sie wird auch beim Berechnen eines Escapeintervalls
verwendet, das bestimmt, wann Stimulationsimpulse bei Abwesenheit
einer erfaßten
natürlichen
Herzaktivität
an das Herz abgegeben werden.
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Die
Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktion
des Impulsgenerators 10 führt ein allmähliches
Verringern der Stimulationsfrequenz von der hohen natürlichen
Frequenz aus. Gemäß einem
Aspekt der Erfindung wird die Geschwindigkeit dieser allmählichen
Verringerung so festgelegt, daß sie
für die
Frequenz der zu unterdrückenden
natürlichen
Herzfrequenzoszillation angemessen ist.
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Es
wird erwogen, daß die
Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktion
des Impulsgenerators 10 in einem von zwei Modi, nämlich "ausgelöst" oder "immer eingeschaltet" arbeiten kann. Beim "ausgelösten" Betrieb weist die
Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktion
ein Erfassungskriterium für
das Suchen steiler Abfälle
der natürlichen
Frequenz auf. Beim "immer
eingeschalteten" Betrieb
der Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktion ist
ein solches Erfassungskriterium nicht erforderlich.
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Hinsichtlich
des "ausgelösten" Betriebs ist vorgesehen,
daß die
Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktion
unter Verwendung beliebiger gewünschter
Kriterien implementiert werden kann. Gemäß einer Ausführungsform
werden die Erfassungskriterien durch die Anzahl der auftretenden
Herzzyklen oder alternativ durch die Dauer der verstrichenen Zeit
ausgedrückt,
wenn die natürliche
Frequenz des Patienten von einer vordefinierten maximalen Frequenz
auf eine vordefinierte minimale Frequenz abfällt. Das heißt, daß diese
Kriterien beispielsweise erfüllt
werden, falls die natürliche
Frequenz innerhalb einer bestimmten Anzahl von Schlägen oder
innerhalb eines bestimmten Zeitraums von der vordefinierten maximalen
Frequenz auf die vordefinierte minimale Frequenz abfällt. Eine
Alternative könnte
der Absolutwert des Frequenzabfalls über einen gegebenen Zeitraum
sein. Andere Alternativen können
umfassen: das Deaktivieren des Auslösemechanismus, bis die Herzfrequenz
einen gegebenen vom Benutzer festlegbaren Schwellenwert von beispielsweise
80 BPM übersteigt,
das Aktivieren der PRS nach dem Überschreiten
eines solchen Schwellenwerts, das Aktivieren oder Auslösen der
PRS, falls es für
eine gegebene sequentielle Anzahl von Schlägen eine ausreichende Änderung von
Schlag zu Schlag gibt, das Aktivieren von PRS zu jeder Zeit, zu
der die Sensorfrequenz einen einstellbaren Schwellenwert überschreitet,
usw.
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Ob "ausgelöst" oder "immer eingeschaltet", weist der Spitzenfrequenz-Unterstützungseingriff
zwei Betriebsmodi auf, nämlich
den Verfolgungsmodus und den Abfallsmodus. Sowohl beim Verfolgungsmodus
als auch beim Abfallsmodus spezifiziert die Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktion,
wie das Escapeintervall des Impulsgenerators, nämlich das aktuelle Stimulationsintervall,
das bei Abwesenheit einer natürlichen
Aktivität zu
verwenden ist, jedesmal dann aktualisiert wird, wenn das AAI berechnet
wird.
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Im
Verfolgungsmodus versucht die Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktion,
die Escapefrequenz so nahe wie möglich
bei der natürlichen
Frequenz zu halten, ohne daß zugelassen
wird, daß die
Escapefrequenz über
die natürliche
Frequenz hinausschießt.
Gemäß der bevorzugten
Ausführungsform
wird der AAI-Wert wie vorstehend in der Beschreibung der Frequenzglättungsfunktion
beschrieben aktualisiert, wodurch ein neues Escapeintervall berechnet
wird. Die Verfolgungsmodus-Escapeintervallberechnung ist in der
folgenden Tabelle 1 zusammengefaßt, wobei sich "A-A-Intervall" auf das aktuelle
natürliche
atriale Intervall bezieht, "AAInew" auf das neu berechnete
AAI-Intervall bezieht, "AAIold" auf das vorhergehende
AAI bezieht und "Escapeintervall" auf das aktuelle
Stimulationsintervall bezieht. [Es sei bemerkt, daß sich die
Bedingungen A und C ausschließen]
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Wie
in Tabelle 1 dargelegt ist, geht die Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktion
in den Abfallsmodus über,
wenn die natürliche
Frequenz unter das AAI und das neu angepaßte AAI abfällt (was auf eine Änderung der
Sinusfrequenz hinweist, die größer ist
als die Geschwindigkeit, mit der AAI angepaßt wird). Im Abfallsmodus wird
die Escapeintervallberechnung, die jedesmal dann ausgeführt wird,
wenn das AAI aktualisiert wird, entsprechend der folgenden Tabelle
2 ausgeführt,
wobei sich "#Schläge" auf einen Zählwert bezieht,
der jedesmal dann zurückgesetzt
wird, wenn eine Anpassung an dem Escapeintervall vorgenommen wird, "Abfallsintervall" auf die Millisekundenanpassung
bezieht, die im Abfallsmodus an dem Escapeintervall ausgeführt wird,
und "Abfallschläge" auf die Anzahl der
Herzzyklen zwischen Anpassungen des Escapeintervalls beziehen.
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-
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Sobald
der Abfallsmodus gegeben ist, gilt ein anderer Regelsatz für die Berechnung
des Escapeintervalls, wie in der vorstehenden Tabelle 2 dargelegt
ist. Das Escapeintervall nimmt weiter alle "Abfallschläge" Herzzyklen zu, bis die natürliche Aktivität wiederaufgenommen
wird. Wenn die natürliche
Aktivität
eine Änderung
des AAIs erzeugt und auch größer ist
als das AAI, beginnt das Escapeintervall mit der Anpassung an den natürlichen
Rhythmus und kehrt dann in den Verfolgungsmodus zurück.
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16 zeigt eine Darstellung
der Arbeitsweise der Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktion gemäß der vorliegenden
Erfindung. In 16 spiegeln
die helleren Datenpunkte die natürliche
atriale Aktivität
eines Patienten wider, die, wie ersichtlich ist, abrupt über einen
verhältnismäßig großen Bereich
atrialer Frequenzen schwankt. Ein herkömmlicher atrial synchroner
Schrittmacher würde
die natürliche
atriale Frequenz unerwünschterweise
verfolgen, woraus sich die entsprechend großen Schwankungen der abgegebenen
Stimulationsimpulse ergeben würden.
Die dunkleren Datenpunkte in 16 spiegeln
jedoch das Ansprechen eines Schrittmachers gemäß der vorliegenden Erfindung
wider, der eine Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktion aufweist, welche
dafür vorgesehen
ist, das Auftreten abrupter Abfälle
der Abgabefrequenz von Stimulationsimpulsen zu begrenzen, wie vorstehend
mit Bezug auf die Tabellen 1 und 2 beschrieben wurde. Es kann in 16 beobachtet werden, daß trotz
der abrupten Abfälle
der natürlichen
atrialen Frequenz die Abgabefrequenz der Stimulationsimpulse viel
weniger erratisch ist. 16 zeigt,
wie die Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktion
das allmähliche
und nicht schnelle Verringern der Stimulationsfrequenz bewirkt.
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Mit
einer verfügbaren
Spitzenfrequenz-Unterstützungsfunktion
können
einige andere Therapieoptionen verfolgt werden. Erstens kann die
Verwendung der PRS-Funktion überwacht
werden, und falls sie in höherem
als in einem vorgegebenen Maße
aktiviert wird, kann eine Therapieänderung oder eine Therapieverstärkung implementiert
und ausgeführt
werden.
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Falls
beispielsweise die Anzahl der Male, mit der der PRS-Abfallszustand innerhalb
eines Zeitraums (beispielsweise in mehreren Minuten) geändert wird,
einen vorprogrammierten erwarteten oder annehmbaren Wert überschreitet,
wird eine instabile atriale Frequenz impliziert. Solche Muster wurden
in Patienten mit einer W-Synkope beobachtet. Daher wäre ein Schrittmacher
vorteilhaft, der diese Informationen verwenden kann, um eine erhöhte Stimulation
zu implementieren oder um die untere Frequenz durch einen behandelnden
Arzt für
einen stabilen Zeitraum zu erhöhen.
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Ein
anderes Beispiel ist die Verwendung des Überwachens des PRS-Abfalls
auf eine Abnahme der Stimulationsfrequenz, die oberhalb eines einstellbaren
Schwellenwerts beginnt und weiter über mehr als einen anderen
einstellbaren Abfall von beispielsweise 20 Schlägen je Minute eine Glättung nach
der PRS-Funktion benötigt.
Dies würde
auch auf eine VVS-Episode hinweisen und das Implementieren alternativer
oder ergänzender
Therapien nahelegen. (Andere Therapien könnten Arzneimittel, eine neuronale
Stimulation, ein Erhöhen
der Stimulationsfrequenz, ein Aktivieren einer implementierten Arzneimittelpumpe,
andere zeitliche Änderungen
usw. einschließen,
die alle vom Arzt kontrolliert werden können, sobald das Überwachen
der PRS-Abfallsfunktion einen solchen Hinweis liefert.) Es sollten
viele alternative Verfahren zum Benachrichtigen eines Benutzers
möglich
sein, und es sollten keine ausgeschlossen werden, wobei diese eine
Rückkopplung
während
einer periodischen Überwachung,
direkte Warnungen für
den Patienten usw. einschließen.
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Ein
zusätzliches
Merkmal der PRS-Funktion besteht darin, eine maximale Herzfrequenz
beizubehalten. Falls der PRS-Algorithmus
so abgestimmt wurde, daß der
Abfall nach einer Escapeintervallverkürzung sehr lang wäre, würde der
Algorithmus einer Sperrklinke ähneln,
wobei die Frequenz erhöht
werden kann, sie jedoch nicht abfallen kann. Dies kann Vorteile
für Patienten
mit einem kranken Sinus nach Übungen
bringen, wenn sie Pausen durchmachen. Zum Modifizieren des PRS-Algorithmus,
so daß er
sich so verhält,
können
die Abfallschläge
entweder sehr lang gemacht werden, oder es wird beim ersten Mal,
in dem in den Abfallszustand eingetreten wird, ein langer Abfallschlag
verwendet, und es wird danach eine geringere Anzahl verwendet, so daß die Vorrichtung
schneller zu einer niedrigeren Frequenz zurückkehrt. Wenn in Tabelle 1 "Übergehen zum Abfall" gesagt wird, kann
auch "Rücksetzen
der Abfallschläge
auf 200" gesagt
werden. Dann sollten die Übergänge in Tabelle
2 "L" Abfallschläge = 4 oder
ein anderer üblicher
Betrag sagen.
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Es
sei bemerkt, daß mehrere
Unterstützungsprozesse
zum Erreichen sowohl einer Frequenzglättung als auch einer Spitzenfrequenzunterstützung beschrieben
wurden. Diese beiden Merkmale erreichen die Erhöhung der Stimulation, indem
ermöglicht
wird, daß die
Herzfrequenz des Patienten schnell ansteigt, jedoch nicht schnell
abfällt.
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Die
Unterstützungsprozesse
umfassen 1) das Aufrechterhalten eines AAIs durch verhältnismäßig schnelles
Erhöhen
oder verhältnismäßig langsames
Verringern seines Werts auf der Grundlage nur bestimmter gemessener
atrialer Depolarisationszeitpunkte und
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2)
ein N-von-P-Kriterium, das zum Vermeiden von Situationen verwendet
wird, in denen nur einige wenige abweichende Impulse andernfalls
die Frequenzglättung
oder -unterstützung
auslösen
könnten.
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Viele
der Kriterien bei diesen Unterstützungsprozessen
können
in der Fabrik oder vom behandelnden Arzt festgelegt werden, um die
Art zu ändern,
in der die Vorrichtung anspricht. Es ist klar, daß Änderungen
an der Kombination dieses Unterstützungsprozesses und dieser
Merkmale dem Leser einfallen werden.
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Anhand
der vorstehenden detaillierten Beschreibung einer spezifischen Ausführungsform
der Erfindung sollte klar sein, daß ein Impulsgenerator mit verbesserten
Frequenzglättungs-
und Spitzenfrequenz-Unterstützungsfähigkeiten
offenbart wurde. Wenngleich hier eine spezifische Ausführungsform
der Erfindung detailliert beschrieben wurde, dient diese lediglich
der Erläuterung
der Erfindung in verschiedenen ihrer Aspekte und soll den Schutzumfang der
Erfindung nicht einschränken.
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Es
ist vorgesehen, daß verschiedene
Ersetzungen, Abänderungen
und/oder Modifikationen einschließlich jener Implementationsänderungen
und -optionen, die hier spezifisch erörtert wurden, an der offenbarten
Ausführungsform
vorgenommen werden können,
ohne vom in den folgenden anhängigen
Ansprüchen definierten
Schutzumfang der Erfindung abzuweichen. Wenngleich die vorliegende
Erfindung hier beispielsweise in erster Linie in Zusammenhang mit
einem Herzimpulsgenerator beschrieben wurde, wird angenommen, daß die Erfindung
vorteilhaft in Zusammenhang mit anderen implantierbaren Vorrichtungen
verwirklicht werden kann, welche (wie vorstehend mit Bezug auf die
Wechselwirkung der offenbarten Frequenzglättungsfunktionen mit einem
Modusumschalten in einer mehrmodigen PCD-Vorrichtung erwähnt wurde)
einen Mehrfunktions-Impulsgenerator/Kardioverter/Defibrillator einschließen.