DE69403340T2

DE69403340T2 - Gerät und verfahren zur erfassung von daten in einem herzschrittmacher

Info

Publication number: DE69403340T2
Application number: DE69403340T
Authority: DE
Inventors: Craig M. Lake Jackson Tx 77566 Housworth; Edward A. Lake Jackson Tx 77566 Schroeppel
Original assignee: Intermedics Inc
Current assignee: Intermedics Inc
Priority date: 1993-09-08
Filing date: 1994-09-08
Publication date: 1997-12-11
Anticipated expiration: 2014-09-09
Also published as: EP0717646B1; EP0717646A1; WO1995007114A3; ES2104417T3; DE69403340D1; WO1995007114A2; CA2170614A1; CA2170614C; JPH09502370A; US5443485A

Description

Technisches Gebiet

Die Erfindung betrifft allgemein die Herzstimulation unter Verwendung eines implantierbaren Herzstimulator und insbesondere die Feststellung des Einfangens des Herzens anschließend an das Anlegen eines elektrischen Stimulationsimpulses durch den Herzstimulator.

Stand der Technik:

Ein Herzstimulator oder -schrittmacher flfängtlv das Herz "ein", indem er während eines Intervalls in dem Herzzyklus, in dem das Herzgewebe erregbar ist, einen elektrischen Impuls an das Myokard einer ausgewählten Kammer abgibt. Der elektrische Impuls bewirkt eine Depolarisation von Herzzellen und eine daraus resultierende Kontraktion der Kammer, vorausgesetzt, daß die Energie des Stimulationsimpulses, so wie er an das Myokard abgegeben wird, einen Schwellenwert überschreitet.
Es ist wünschenswert, den Schrittmacher so einzustellen, daß die durch den elektrischen Impuls an das Myokard abgegebene Energie auf dem niedrigsten Pegel ist, der das Herz zuverlässig einfängt. Ein solcher Pegel gewährleistet die therapeutische Wirksamkeit, während er gleichzeitig die Lebensdauer der Schrittrnacherbatterie maximiert. Da der Schwellenwert für das Einfangen von Implantation zu Implantation verschieden ist und sich im Lauf der Zeit ändern kann, ist es ferner wünschenswert, daß die von dem Schrittmacher an das Myokard abgegebene Impulsenergie während und nach der Implantation einstellbar ist. Eine Einstellung kann von Zeit zu Zeit unter Verwendung einer externen Programmiereinrichtung, die mit dem implantierten Schrittmacher in Verbindung steht, manuell durchgeführt werden. Es wäre jedoch wünschenswerter, einen Schrittmacher bereitzustellen, der die Impulsenergie selbst automatisch und dynamisch in Abhängigkeit von Änderungen des Einfangschwellenwerts einstellt.
Änderungen des Einfangschwellenwerts können durch Überwachen der Wirksamkeit von Stimulationsimpulsen mit einem gegebenen Energiepegel detektiert werden. Wenn das Einfangen nicht bei einem bestimmten Stimulationsenergiepegel erfolgt, der zuvor ausreichend war, um ein Einfangen zu bewirken, kann davon ausgegangen werden, daß sich der Einfangschwellenwert erhöht hat und daß der Stimulationsenergiepegel erhöht werden sollte. Wenn dagegen bei einem bestimmten Stimulationspegel ein Einfangen gleichbleibend während einer relativ großen Anzahl von aufeinanderfolgenden Stimulationszyklen stattfindet, ist es möglich, daß der Stimulationsschwellenwert gesunken ist und daß die Stimulationsenergie mit einem Energiepegel abgegeben wird, der höher als erforderlich ist. Dies kann durch Senken des Stimulationsenergiepegels und durch Überwachen im Hinblick auf einen Einfangverlust bei dem neuen Energiepegel festgestellt werden.
Damit die automatische und dynamische Einstellung des Stimulationsenergiepegels erfolgreich ist, ist es erforderlich, daß der implantierbare Herzschrittmacher imstande ist festzustellen, daß ein Einfangen stattgefunden hat. Das Feststellen des Einfangens erfolgt allgemein durch Detektieren eines elektrischen Potentials in dem Herzen, das durch den Stimulationsimpuls hervorgerufen wird. Wenn kein Einfangen erfolgt ist, ist kein zu detektierendes hervorgerufenes Potential vorhanden. Daraus folgt, daß jedesmal, wenn ein Stimulationsimpuls an das Herz abgegeben wird, das Herz während eines angemessenen Zeitraums danach Überwacht werden kann, um das Vorhandensein des hervorgerufenen Potentials zu detektieren und somit das Einfangen festzustellen. In der Praxis ist jedoch das zuverlassige Detektieren des hervorgerufenen Potentials nicht einfach, insbesondere, wenn das hervorgerufene Potential mit derselben Elektrode erfaßt werden soll, die den Stimulationsimpuls abgibt. Der Grund dafür ist, daß das hervorgerufene Potential relativ zu der aus dem Stimulationsimpuls resultierenden Restpolarisationsladung an der Elektrode eine kleine Amplitude hat. Die Restladung nimmt exponentiell ab, tendiert aber dazu, das hervorgerufene Potential für einige hundert Millisekunden danach zu dominieren. Verschiedene Techniken zum Mindern der Auswirkungen der Restladung sind im Stand der Technik beschrieben.
Das US-Patent Nr. 4 858 610 von Callaghan et al., erteilt am 22. August 1989, lehrt die Anwendung einer Ladungsableitung anschließend an die Abgabe des Stimulationsimpulses, um die Leitungspolarisation zu verringern, und auch die Anwendung von getrennten Stimulations- und Meßelektroden, um das Polarisationsproblem an der Meßelektrode zu eliminieren. Das US- Patent Nr. 4 686 988 von Sholder, erteilt am 18. August 1987, lehrt die Verwendung einer getrennten Meßelektrode, die mit einem Detektor zum Detektieren von P-Wellen bei Anwesenheit von Vorhofstimulationsimpulsen verbunden ist, wobei der P- Wellen-Detektor eine Eingangs-Bandpaß-Charakteristik hat, die so ausgewählt ist, daß sie Frequenzen, die den P-Wellen zugeordnet sind, durchläßt. Das US-Patent Nr. 4 373 531 lehrt die Verwendung von Vor- und Nachstimulations-Wiederaufladungsim pulsen, um die Polarisation an der Leitung zu neutralisieren. Das US-Patent Nr. 4 537 201 lehrt eine Linearisierung des exponentiell abnehmenden erfaßten Signals, indem das erfaßte Signal an einen invertierenden Logarithmierverstärker angelegt wird, um eine durch das hervorgerufene Potential bewirkte nichtlineare Restkomponente zu detektieren. Das US-Patent Nr. 4 674 509 von Decote, Jr., erteilt am 23. Juni 1987, lehrt die Erzeugung von Stimulationsimpulspaaren, die so voneinander beabstandet sind, daß höchstens nur ein Impuls eines jeden Paars ein Einfangen induzieren kann. Die Wellenformen, die durch die Stimulationsleitung anschließend an die Erzeugung jedes des Paars von Impulsen erfaßt werden, werden elektronisch subtrahiert, um ein Differenzsignal zu ergeben, das die hervorgerufene Herzantwort aufgezeigt.
Jede der bekannten vorgehensweisen zum Detektieren eines hervorgerufenen Potentials kleiner Amplitude bei Anwesenheit einer Restladung großer Amplitude von einem Stimulationsimpuls hat beachtliche Nachteile. Diejenigen Techniken, die auf der Verwendung einer getrennten Elektrode basieren, die in einem gewissen Abstand von der Stimulationselektrode angeordnet ist, um von der restlichen Stimulationsladung isoliert zu sein, versuchen, das Detektierproblem auf Kosten des Erfor dernisses einer getrennten Meßelektrode zu vermeiden. Diejenigen Vorgehensweisen, die auf dem Abgeben einer Ladung entgegengesetzter Polarität an die Elektrode basieren, um die Restladung zu neutralisieren, und diejenigen Vorgehensweisen, die auf der Abgabe eines Paars von eng beabstandeten Stimulationsimpulsen basieren, verbrauchen unnotig viel Batterieenergie und sind unangemessen komplex. Die Vorgehensweise, die auf der Verwendung eines invertierenden Logarithmierverstärkers basiert, um die allgemein exponentielle Abnahme der Restladung zu kompensieren, erfordert eine unnötig komplexe Schaltung, deren Implementierung schwierig ist.
Es wäre wünschenswert, eine relativ einfache und leicht implementierbare Schaltung zum Feststellen des Einfangens zur Verwendung in einem implantierbaren Herzschrittmacher bereit- zustellen, die das Detektieren von vom Herzen hervorgerufenen Potentialen bei Anwesenheit einer Restladung von einem vorhergehenden Stimulationsimpuls gestatten würde und die zum Erfassen der hervorgerufenen Antwort die Verwendung derselben Elektrode gestattet, die zur Abgabe des Stimulationsimpulses verwendet wurde. Dieses und weitere vorteilhafte Ziele werden durch die vorliegende Erfindung erreicht.

Offenbarung der Erfindung

Daten, die bei Menschen von implantierten endokardialen Stimulationsleitungen gesammelt wurden, haben eine detektierbare Differenz zwischen den Einfang- und Nichteinfang-Morphologien des von der Stimulationsleitung detektierten Signals gezeigt. Obwohl sowohl während des Einfangens als auch des Nichteinfangens eine Leitungspolarisationsspannung anwesend ist, die nach dem Stimulationsimpuls exponentiell wieder gegen Null abnimmt, wird eine kleine höherfrequente Signalablenkung, die der Leitungspolarisationskurve überlagert ist, beobachtet, wenn ein Einfangen stattgefunden hat. Man glaubt, daß diese Ablenkung durch die Depolarisation großer Herzmuskelmassen wie etwa des Septi oder freier Wände des Herzens erzeugt wird.
Gemäß einem Aspekt einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden eine Vorrichtung und ein Verfahren gelehrt, um das Signal zu verarbeiten, das von einer implantierten Leitung detektiert wird, um so die Anwesenheit der kleinen Einfangablenkung zu detektieren. Das Signal wird zunächst bandpaßgefiltert, um Hochfrequenzrauschen zu eliminieren und um einen großen Teil von dem Effekt der Leitungspolarisationsspannung zu entfernen. Das Signal wird dann hochpaßgefiltert, um jegliche Restpolarisationsspannung zu entfernen und um das hervorgerufene Antwortsignal hervorzuheben, das höherfrequente Komponenten als die Restpolarisations-Abnahmewellenform enthält. Das resultierende Signal wird über ein Kurzzeitfenster integriert, beginnend bei einer ausgewählten Zeitverzögerung nach Abgabe des Stimulationsimpulses. Das Ausgangssignal des Integrators wird einem Vergleicher zugeführt, der eine Referenzspannung hat. Wenn der Wert des Integrals über die Referenzspannung innerhalb des Integrationsfensters geht, geht der Vergleicher auf einen lo gischen Hochpegel, der anzeigt, daß ein Einfangen stattgefunden hat. Wenn am Ende des Integrationsfensters das Integratorausgangssignal die Referenzspannung nicht überschritten hat, bleibt das Vergleicherausgangssignal niedrig, was anzeigt, daß der Stimulationsimpuls das Herz nicht eingefangen hat.
Eigenkontraktionen, die nahe dem Zeitpunkt der Abgabe eines nichteinfangenden Stimulationsimpulses auftreten, können relativ große Signale erzeugen, die in das Integrationsfenster fallen. Solche Eigenkontraktionen haben zur Folge, daß die Integratorstufe sehr große Ausgangswerte hat, die ein Uberschreiten der Referenzspannung in der Vergleicherstufe bewirken könnten, was zu einer fehlerhaften Detektierung eines Einfangens führt.
Gemäß einem weiteren Aspekt einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung sind zwei Vergleicher mit unterschiedlichen Referenzspannungen vorgesehen. Ein Vergleicher ist auf einen hohen Referenzpegel eingestellt, der nur im Fall einer Eigenkontraktion überschritten wird. Der andere Vergleicher ist auf einen niedrigeren Referenzpegel eingestellt, der ausgewählt ist, um Einfangsignale zu detektieren. Wenn beide Vergleicher anzeigen, daß ihre jeweiligen Referenzpegel am Ende des Integrationsfensters überschritten worden sind, ist eine Eigenkontraktion aufgetreten. Wenn nur der Vergleicher mit dem niedrigeren Referenzpegel anzeigt, daß sein Referenzpegel überschritten worden ist, ist ein Einfangen aufgetreten. Wenn beide Vergleicher anzeigen, daß ihre jeweiligen Referenzpegel nicht überschritten worden sind, hat der Stimulationsimpuis das Herz nicht eingefangen.
Es ist eine Aufgabe der Erfindung, eine verbesserte und dennoch einfache Vorrichtung und ein solches Verfahren zum Detektieren des Einfangens des Herzens durch einen Stimulationsimpuls, der von einem implantierbaren Herzschrittmacher abgegeben wird, bereitzustellen.
Es ist eine weitere Aufgabe der Erfindung, eine Vorrichtung und ein Verfahren zum Detektieren des Einfangens des Herzens bereitzustellen, die bzw. das Eigenkontraktionen von Kontraktionen unterscheiden kann, die in Abhängigkeit von der Abgabe eines Stimulationsimpulses durch einen implantierbaren Herzschrittmacher hervorgerufen sind.
Weitere Merkmale und Vorteile der Erfindung sind aus der nachstehenden Beschreibung einer bevorzugten Ausführungsform unter Bezugnahme auf die Zeichnungen ersichtlich.

Kurzbeschreibung der Zeichnungen

FIG. 1 ist ein Blockdiagramm einer Schaltung, die in einem implantierbaren Herzschrittmacher zum Detektieren des Einfangens des Herzens anschließend an die Abgabe eines Stimulationsimpulses durch den Herzschrittmacher verwendbar ist. Einige Blöcke des Diagramms sind mit repräsentativen schematischen Darstellungen der Schaltkreise, die durch diese Blöcke bezeichnet sind, verdeutlicht.
FIG. 2 ist ein Flußdiagramm der Operation der Steuerlogik von FIG. 1.
FIG. 3 ist ein Diagramm der Signale in verschiedenen Stufen der Schaltung von FIG. 1, die ein repräsentatives Nichteinfang-Ereignis zeigt.
FIG. 4 ist ein Diagramm der Signale in verschiedenen Stufen der Schaltung von FIG. 1, die ein repräsentatives Einfang-Ereignis zeigt.
FIG. 5 ist ein Diagramm der Signale in verschiedenen Stufen der Schaltung von FIG. 1, die ein repräsentatives Eigenereignis zeigt.

Geeignetste Form der Durchführung der Erfindung

Insbesondere in FIG. 1 ist ein Blockdiagramm einer Einfangdetektierschaltung 10 zur Verwendung in einem implantierbaren Herzschrittmacher gezeigt. Aus Gründen der Klarheit umfaßt die gezeigte Schaltung 10 nur denjenigen Teil der Gesamtschaltung eines implantierbaren Herzschrittmachers, mit dem die vorliegende Erfindung befaßt ist. Es versteht sich für den Fachmann, daß zusätzliche wohlbekannte Schaltkreise beispielsweise zum Erzeugen von Stimulationsimpulsen in einer vollständigen Vorrichtung ebenfalls erforderlich sind.
Bei der Erfindung ist beabsichtigt, das Einfangen des Herzens zu detektieren, indem über eine in dem Herzen angebrachte Elektrode ein elektrisches Potential erfaßt wird, das in Abhängigkeit von dem Anlegen eines Stimulationsimpulses hervorgerufen wird. Ein beachtlicher Vorteil der Erfindung ist, daß dieselbe Elektrode, die zur Abgabe des Stimulationsimpulses verwendet wird, auch zum Detektieren des Einfangens verwendet werden kann. Dies gestattet die Anwendung einer unipolaren Stimulation zwischen dem Leitungspunkt und der Schrittmacherdose, ohne eine gesonderte Ringelektrode zum Detektieren des Einfangens zu erfordern. Alternativ kann eine bipolare Stimulation zwischen dem Leitungspunkt und einer Ringelektrode angewandt werden, ohne eine dritte Elektrode zu erfordern. Außerdem kann bei Anwendung einer bipolaren Stimulation die Punktelektrode als die Einfangdetektierelektrode verwendet werden.
Es wird erneut auf FIG. 1 Bezug genommen. Ein Vorverstärker 12 hat ein Paar Eingänge 14 und 16, zwischen denen erfaßte elektrische Aktivitätssignale von dem Herzen angelegt werden. Bei der hier beschriebenen bevorzugten Ausführungsform ist der Eingang 14 über einen ersten Leiter einer endokardialen Leitung mit einer Punktelektrode elektrisch verbunden, die in dem Ventrikel des Herzens angeordnet ist, und der Eingang 16 ist mit einer äußeren leitfähigen Oberfläche des Schrittmachergehäuses oder der "Schrittmacherdose" elektrisch verbunden. Dennoch versteht es sich, daß der Eingang 14 auch mit einer Ringelektrode verbunden sein kann, wobei der Eingang 16 mit der Dose verbunden ist, oder der Eingang 14 mit der Punktelektrode verbunden sein kann, wobei der Eingang 16 mit der Ringelektrode verbunden ist. Der Eingang 14 kann auch mit einer Elektrode verbunden sein, die in einem Vorhof des Herzens angeordnet ist.
Das verstärkte Ausgangssignal des Vorverstärkers 12 ist an dem Eingang einer nachgeschalteten Bandpaßfilterstufe 18 angelegt. Die Filterstufe 18 ist ein aktives Bandpaßfilter zweiter Ordnung, das durch einen Operationsverstärker 22 implementiert ist. Die Bandpaß-Charakteristiken und der Verstärkungsfaktor des Bandpaßfilters 18 sind von Kondensatoren 24 und 26 und von Widerständen 28, 30 und 32 bestimmt, die wie gezeigt auf wohlbekannte Art und Weise angeordnet sind. Das Bandpaßfilter 18 hat einen Spannungsverstärkungsfaktor von 1,0, eine Mittenfrequenz von 37 Hz und einen Gütefaktor von 0,825. Der Durchlaßbereich erstreckt sich von ca. 22 Hz bis ca. 60 Hz.
Das gefilterte Ausgangssignal des Bandpaßfilters 18 ist an dem Eingang einer nachgeschalteten Hochpaßfilterstufe 34 angelegt. Die Filterstufe 34 ist ein aktives Hochpaßfilter zweiter Ordnung, das durch einen Operationsverstärker 36 implementiert ist. Die Hochpaß-Charakteristiken und der Verstärkungsfaktor des Hochpaßfilters 34 sind von Kondensatoren 38, 40 und 42 und Widerständen 44 und 46 bestimmt, die wie gezeigt auf wohlbekannte Art und Weise angeordnet sind. Das Hochpaßfilter 34 hat einen Spannungsverstärkungsfaktor von 1,32, eine Mittenfrequenz von 40 Hz und einen Gütefaktor von 0,707. Der Druchlaßbereich ertreckt sich oberhalb ca. 40 Hz.
Es ist zu beachten, daß die Bandpaßfilterstufe 18 und die unmittelbar nachgeschaltete Hochpaßfilterstufe 34 zusammen betrachtet als ein einziges Bandpaßfilter mit mehr Filterpolen auf der Niederfrequenzseite des Durchlaßbereichs wirken, was in einem steileren Signalflankenabfall auf der Niederfrequenzseite resultiert. Der Durchlaßbereich, der aus den Filterstufen 18 und 34 resultiert, erstreckt sich von ca. 40 Hz bis ca. 60 Hz.
Das gefilterte Ausgangssignal des Hochpaßfilters 34 ist an dem Eingang einer nachgeschalteten Verstärkerstufe 48 angelegt. Der Verstärker 48 ist durch einen Operationsverstärker 50 implementiert. Der Verstärkungsfaktor der Verstärkerstufe 48, der ca. 100 ist, ist von Widerständen 52 und 54 bestimmt, die wie gezeigt auf wohlbekannte Art und Weise angeordnet sind.
Das verstärkte Ausgangssignal der Verstärkerstufe 48 ist an dem Eingang eines nachgeschalteten Präzisions-Vollweggleichrichters oder einer Absolutwertstufe 56 angelegt. Die Absolutwertstufe 56 ist durch Operationsverstärker 58 und 60, Dioden 62 und 64 und Widerstände 66, 68, 69, 70 und 72 implementiert, die wie gezeigt auf wohlbekannte Art und Weise angeordnet sind.
Das gleichgerichtete Ausgangssignal der Absolutwertschaltung 56 ist an dem Eingang einer nachgeschalteten Integratorstufe 74 angelegt. Der Integrator 74 ist durch einen Operationsver stärker 76 implementiert. Die Integrations-Charakteristiken der Integratorstufe 74 sind durch einen Kondensator 78 und einen Widerstand 80 bestimmt, die wie gezeigt auf eine wohlbekannte Art und Weise angeordnet sind. Ein FET-Transistorschalter 82 ist mit dem Integrierkondensator 78 derart parallelgeschaltet, daß der Drainanschluß des FET 82 mit einem Anschluß des Kondensators 78 verbunden ist und der Sourceanschluß des FET 82 mit dem anderen Anschluß des Kondensators 78 verbunden ist. Der Integrator 74 kann "gelöscht" werden, indem über eine Leitung 84 ein geeignetes Signal an den Gateanschluß des FET 82 angelegt wird, um den FET 82 einzuschalten, so daß er zwischen dem Source- und dem Drainanschluß leitend wird, wodurch der Kondensator 78 entladen wird.
Das integrierte Ausgangssignal der Integratorstufe 74 ist über eine Leitung 86 an einem Eingang eines jeden von zwei Vergleichern 88 und 90 angelegt. Jeder der anderen Eingänge der Vergleicher 88 und 90 ist mit veränderlichen Referenzspannungsquellen 92 bzw. 94 verbunden. Die Referenzspannungsquelle 92 des ersten Vergleichers 88 ist mit einem Spannungspegel vorgegeben, der niedriger als derjenige der Referenzspannungsquelle 94 des zweiten Vergleichers 90 ist. Das Ausgangssignal jedes Vergleichers 88 und 90 ist an einem separaten Eingang einer Steuerlogik- und Mikroprozessorschaltung 96 angelegt. Die Logikschaltung 96 hat ferner einen mit der Leitung 84 verbundenen Ausgang zum Ausgeben eines Signals, um das Rücksetzen oder Löschen der Integratorstufe 74 zu steuern, wie oben beschrieben wurde. Außerdem hat die Logikschaltung 96 auch Ausgänge, die mit Leitungen 98 und 100 verbunden sind, um Steuersignale zum Einstellen der Referenzspannungspegel auszugeben.
Es ist zwar gezeigt, daß die Blöcke 18, 34, 48, 56 und 74 durch Operationsverstärker mit herkömmlich angeordneten diskreten Widerständen und Kondensatoren implementiert sind, es ist jedoch zu beachten, daß die Werte der erforderlichen passiven Komponenten diskrete Komponenten mit räumlichen Abmessungen zur Folge haben können, die angesichts der allgemein anerkannten Tatsache, daß das Minimieren der Gesamtgröße von implantierbaren Herzschrittmachern erwünscht ist, unvorteilhaft groß sind. Es wird daher bevorzugt, daß die gezeigten Funktionsblöcke in einer integrierten Schaltung unter Anwendung bekannter Schalter-Kondensator-Technologie implementiert werden.
In FIG. 2 ist ein Flußdiagramm der Wirkungsweise der Steuerlogik- und Mikroprozessorschaltung 96 gezeigt, und zwar unter Bezugnahme auf die Schaltung von FIG. 1 und unter der Annahme, daß die Schaltung von FIG. 1 in einem implantierbaren Herzstimulator einer ansonsten herkömmlichen Anordnung implementiert ist. Ausgehend vom Oberende des Flußdiagramms beginnt der Vorgang des Einfang-Detektierens mit der Abgabe eines Stimulationsimpulses durch den Herzschrittmacher entsprechend Block 110. Die Logikschaltung 96 verwendet das Stimulationsereignis als eine Marke, ab der die anschließende Zeitgebung gezählt wird. Auf das Stimulationsereignis folgt eine Verzögerung von 50 ms entsprechend Block 112. 50 ms nach dem Stimulationsereignis wird ein Signal auf der Ausgangsleitung 84 erzeugt, um den Integrator 74 zu löschen und eine neue Integrationsperiode zu beginnen, entsprechend Block 114. Nach dem Löschen setzt der Integrator 74 das Integrieren über ein anfängliches Zeitfenster fort, das eine Länge von 40 ms hat, entsprechend Block 116. Am Ende des ersten Zeitfensters prüft die Logikschaltung 96 das Ausgangssignal des ersten Vergleicher 88, um festzustellen, ob der erste Vergleicherschwellenwert (d. h. die Referenzspannung 92) überschritten worden ist, entsprechend dem Entscheidungsblock 118. Bei NEIN wird festgestellt, daß kein Einfangen stattgefunden hat, entspre chend Block 120. Bei JA wird versuchsweise festgestellt, daß ein Einfangen stattgefunden hat, aber es ist möglich, daß der Schwellenwert des ersten Vergleichers 88 aufgrund des Auftretens einer Eigenkontraktion während des anfänglichen Integrationsfensters und nicht aufgrund einer hervorgerufenen Antwort, die ein Einfangen aufzeigt, überschritten worden ist. Um Eigenkontraktionen zu identifizieren, die dazu tendieren, Signale einer viel größeren Amplitude als derjenigen von hervorgerufenen Antworten zu erzeugen, prüft die Steuerlogikschaltung 96 das Ausgangssignal des zweiten Vergleichers 90, um festzustellen, ob der Schwellenwert des zweiten Vergleichers 90 (d. h. die Referenzspannung 94) überschritten worden ist, entsprechend dem Entscheidungsblock 122. Bei JA wird festgestellt, daß eine Eigenkontraktion aufgetreten ist, entsprechend Block 124. Bei NEIN wird dem Integrator 74 gestattet, mit der Integration für weitere 60 ms fortzufahren, entsprechend Block 126. Am Ende des erweiterten Integrationsfensters prüft die Steuerlogikschaltung 96 das Ausgangssignal des zweiten Vergleichers 90 erneut, um festzustellen, ob der Schwellenwert des zweiten Vergleichers 90 (d. h. die Refe renzspannung 94) überschritten worden ist, entsprechend dem Entscheidungsblock 128. Bei NEIN, was bedeutet, daß das Ausgangssignal des Integrators 74 den Schwellenwert des ersten Vergleichers 88 innerhalb von 90 ms nach dem Stimulationsimpuls überschritten hat, aber nicht den Schwellenwert des zweiten Vergleichers 90 innerhalb von 150 ms nach dem Stimulationsimpuls überschritten hat, wird festgestellt, daß ein Einfangen stattgefunden hat, entsprechend Block 130. Bei JA, was bedeutet, daß das Ausgangssignal des Integrators 74 den Schwellenwert des ersten Vergleichers 88 innerhalb von 90 ms nach dem Stimulationsimpuls überschritten hat und den Schwellenwert des zweiten Vergleichers 90 innerhalb von 150 ms nach dem Stimulationsimpuis überschritten hat, wird festgestellt, daß eine Eigenkontraktion aufgetreten ist, entsprechend Block 124.
In FIG. 3 ist eine Reihe von Signalverläufen A, B, C und D gezeigt, die ein Nichteinfang-Ereignis darstellen. Der obere Signalverlauf A repräsentiert das elektrische Potential, das an der mit dem Eingang 14 des Vorverstärkers 12 verbundenen Meßelektrode unmittelbar im Anschluß an die Abgabe eines Stimulationsimpulses über diese Elektrode vorhanden ist. In dem gezeigten Maßstab wäre die hervorgerufene Antwort, wenn sie anwesend wäre, nicht sichtbar, weil sie von der exponentiell abnehmenden Restpolarisationsladung großer Amplitude domi -niert würde. Der nächste Signalverlauf B repräsentiert das Signal nach Verstärkung durch den Vorverstärker 12, Filtern durch die Filterstufen 18 und 34 und erneuter Verstärkung durch die Verstärkerstufe 48. Die großen Amplitudenauslenkungen des verstärkten und gefilterten Signals in den ersten ungefähr 50 ms nach Abgabe des Stimulationsimpulses sind gekappt gezeigt, so daß die darauffolgende Wellenform deutlicher gesehen werden kann. Der nächste Signalverlauf C repräsentiert das Signal an dem Ausgang der Absolutwertschaltung 56. Aus Gründen der Klarheit sind die großen Amplitudenauslenkungen wieder gekappt. Es ist zu erkennen, daß die Amplitudenauslenkungen des Verlaufs C in dem Zeitraum, der auf die ersten ungefähr 50 ms nach Abgabe des Stimulationsimpulses folgt, relativ klein sind. Dies ist ein Anzeichen für die Abwesenheit eines hervorgerufenen Antwortsignals und für Nichteinfangen des Herzens durch den Stimulationsimpuls. Der letzte Signalverlauf D repräsentiert das integrierte Signal an dem Ausgang der Integratorstufe 74. Wie oben in bezug auf FIG. 2 erläutert ist, findet die Integration während eines Zeitfensters statt, das ungefähr 50 ms nach Abgabe des Stimulationsimpulses beginnt. Ein anfängliches Integrationsfenster W1 einer Dauer von ungefähr 40 ms und mit einem ersten Amplituden-Schwellenpegel L1 ist dem Verlauf D überlagert. Der Schwellenpegel L1 entspricht der Referenzspannung 92 des ersten Vergleichers 88. Es ist ersichtlich, daß das integrierte Signal den ersten Schwellenpegel L1 während der 40-ms-Dauer des Fensters W1 nicht überschreitet. Dieses Signal würde daher als Nichteinfangen klassifiziert werden.
In FIG. 4 ist eine Reihe von Signalverläufen A, B, C und D gezeigt, die ein Einfang-Ereignis darstellen. Der obere Signalverlauf A repräsentiert das elektrische Potential, das an der mit dem Eingang 14 des Vorverstärkers 12 verbundenen Meßelektrode unmittelbar im Anschluß an die Abgabe eines Stimulationsimpulses über diese Elektrode vorhanden ist. In dem gezeigten Maßstab ist die hervorgerufene Antwort, obwohl sie anwesend ist, aufgrund der Maskierungswirkung der Restpolarisationsladung an der Stimulations-/Meßelektrode nicht sichtbar. Der nächste Signalverlauf B repräsentiert das elektrische Potential an der Meßelektrode 14 nach Verstärkung durch den Vorverstärker 12, Filtern durch die Filterstufen 18 und 34 und erneuter Verstärkung durch die Verstärkerstufe 48. Wie in FIG. 3 sind große Amplitudenauslenkungen des verstärkten und gefilterten Signals gekappt gezeigt. Der nächste Signalverlauf C repräsentiert das Signal an dem Ausgang der Absolutwertschaltung 56. Aus Gründen der Klarheit sind die großen Amplitudenauslenkungen wieder gekappt. Es ist erkennbar, daß die Amplitudenauslenkungen des Verlaufs C in dem Zeitraum, der auf die ersten ungefähr 50 ms nach Abgabe des Stimula tionsimpulses folgt, sichtbar größer sind als bei der in FIG. 3 gezeigten Nichteinfang-Situation. Dies ist ein Anzeichen für die Anwesenheit einer hervorgerufenen Antwortsignalcharakteristik für das Einfangen des Herzens durch den Stimulationsimpuls. Der letzte Signalverlauf D repräsentiert das integrierte Signal an dem Ausgang der Integratorstufe 74. Wie in FIG. 3 ist ein anfängliches Integrationsfenster W1 einer Dauer von ungefähr 40 ms und mit einem ersten Amplitudenschwellenpegel L1 dem Verlauf D überlagert. Es ist ersichtlich, daß das integrierte Signal den ersten Schwellenpegel L1 während der 40-ms-Dauer des Fensters W1 überschreitet. Dieses Signal würde daher versuchsweise als Einfangen ab dem Ende des ersten Integrationsfensters W1 klassifiziert werden, vorausgesetzt, daß das integrierte Signal einen zweiten Schwellenpegel L2 ab dem Ende des ersten Integrationsfensters W1 nicht überschreitet. Der Schwellenpegel L2 entspricht der Referenzspannung 94 des zweiten Vergleichers 90. In FIG. 4 überschreitet das Signal nicht L2 innerhalb des Zeitfensters W1. Dennoch ist es möglich, daß eine Eigendepolarisation stattgefunden hat, so daß ihr Signal gerade beginnt, während des anfänglichen Fensters W1 zu dem integrierten Signal beizutragen. Ein solches Eigenereignis könnte die Ursache dafür sein, daß das integrierte Signal den ersten Schwellenwert überschreitet. Es ist daher wünschenswert, mit der Integration über das anfängliche Fenster W1 hinaus fortzufahren, um ein Einfang-Ereignis von einem Eigenereignis zu unterscheiden. Ein zweites Integrationsfenster W2 einer Dauer von ca. 150 ms ist gezeigt. In FIG. 4 hat das integrierte Signal den zweiten Schwellenpegel L2 ab dem Ende des zweiten Integrationsfensters W2 nicht überschritten, was bestätigt, daß das Signal tatsächlich ein Einfang-Ereignis und keine Eigendepolarisat ion aufzeigt.
In FIG. 5 ist eine Reihe von Signalverläufen A, B, 0 und D gezeigt, die ein Eigendepolarisations-Ereignis darstellen. Der obere Signalverlauf A repräsentiert das elektrische Potential, das an der mit dem Eingang 14 des Vorverstärkers 12 verbundenen Meßelektrode unmittelbar im Anschluß an die Abgabe eines Stimulationsimpulses über diese Elektrode vorhanden ist. Eine Eigendepolarisation ist ungefähr 100 ms nach Abgabe des Stimulationsimpulses deutlich sichtbar. Der nächste Signalverlauf B repräsentiert das elektrische Potential an der Meßelektrode 14 nach Verstärkung durch den Vorverstärker 12, Filtern durch die Filterstufen 18 und 34 und erneuter Verstärkung durch die Verstärkerstufe 48. Wie in FIG. 3 und 4 sind die großen Amplitudenauslenkungen des verstärkten und gefilterten Signals gekappt gezeigt. Der nächste Signalverlauf c repräsentiert das Signal an dem Ausgang der Absolutwertschaltung 56. Aus Gründen der Klarheit sind die großen Amplitudenauslenkungen wieder gekappt. Es ist zu erkennen, daß die Amplitudenauslenkungen des Verlaufs C in dem Zeitraum, der auf die ersten ungefähr 100 ms nach Abgabe des Stimulationsimpulses folgt, erheblich größer sind als bei der in FIG. 4 gezeigten Einfang-Situation. Dies ist ein Anzeichen für die Anwesenheit eines Eigendepolarisationssignals. Der letzte Signalverlauf D repräsentiert das integrierte Signal an dem Ausgang der Integratorstufe 74. Es ist ersichtlich, daß das integrierte Signal während der 40-ms-Dauer des Fensters W1 den ersten Schwellenpegel L1 überschreitet, den Schwellenpegel L2 aber nicht überschreitet. Das Signal würde daher versuchsweise als ein Einfangen ab dem Ende des ersten Integrationsfensters W1 klassifiziert werden. Dennoch fand bei diesem Beispiel eine Eigendepolarisation statt, so daß ihr Signal gerade beginnt, während des anfänglichen Fensters W1 zu dem integrierten Signal beizutragen, und die Ursache dafür ist, daß das integrierte Signal den ersten Schwellenwert überschreitet. Um dies festzustellen, ist es wünschenswert, mit der Integration über das anfängliche Fenster W1 hinaus fortzufahren, um die Anwesenheit eines Eigenereig nisses zu bestätigen. In FIG. 5 hat das integrierte Signal den zweiten Schwellenpegel L2 ab dem Ende des zweiten Integrationsfensters W2 überschritten, was bestätigt, daß das Signal tatsächlich das Resultat einer Eigendepolarisation ist.
Es versteht sich, daß in den Darstellungen des Signalverlaufs D in jeder der FIG. 3 bis 5 der zweite Schwellenpegel L2 aus Gründen der Klarheit nicht maßstabsgetreu gezeigt ist. Es ist schwierig, die bevorzugten Pegel für L1 und L2 zu verallgemeinern, da die betroffenen Signalpegel von den Gesamtverstärkungscharakteristiken der jeweiligen Implementierung der Schaltung von FIG. 1 in Kombination mit dem Leitungssystem, das zum Erfassen der Herzaktivität verwendet wird, stark abhängig sind. Es wurde jedoch gefunden, daß das Signal an dem Ausgang der Integratorstufe dazu tendiert, im Fall einer Eigenkontraktion etwa eine Größenordnung größer zu sein als ein Signal, das ein Einfangen aufzeigt. Wenn also beispielsweise der Einfangschwellenwert L1 mit 100 mV vorgegeben ist, sollte L2 mit ca. 1 V vorgegeben sein. Auch bei einem gegebenen Hardwaresystem kann sich von Patient zu Patient eine gewisse Änderung der optimalen Schwellenpegelvorgaben für L1 und L2 ergeben. Es ist daher wünschenswert, daß die Steuerlogikschaltung 96 so ausgebildet ist, daß sie einen Einstellbereich für die Referenzspannungen 92 und 94 gestattet, die die Schwellenpegel L1 und L2 implementieren.
Es versteht sich ferner, daß die hier offenbarten Integrations-Zeitfenster W1 und W2 die bevorzugten Fenster für die offenbarten Fi ltercharakteristiken und Leitungsanordnungen sind, daß jedoch andere Zeitfenster bei anderen Implementierungen bevorzugt sein können. Es kann sich auch von Patient zu Patient eine gewisse Änderung ergeben, die das Verschieben der Zeitfenster zur Erzielung von optimalen Resultaten erforderlich macht. Es ist daher wünschenswert, daß die Steuerlogikschaltung 96 so ausgebildet ist, daß sie einen Einstellbereich für die Anfangszeit der Integrationsfenster und für die Zeiten gestattet, zu denen die Vergleicherausgangssignale geprüft werden. Es wurde beispielsweise beobachtet, daß mit Signaldaten, die von einem bipolaren Leitungssystem im Gegensatz zu dem offenbarten unipolaren System gesammelt werden, eine bessere Unterscheidung zwischen Einfangen und Nichteinfangen erlangt wird, indem die Fenster W1 und W2 auf ca. 5 ms früher verschoben werden.
Die Erfindung ist zwar insbesondere in bezug auf eine bevorzugte Ausführungsform gezeigt und beschrieben worden; es versteht sich jedoch, daß dies den Umfang der Erfindung nicht einschränken soll. Der Umfang der Erfindung ist einzig und allein durch die beigefügten Ansprüche definiert. Es versteht sich ferner, daß für den Durchschnittsfachmann auf diesem Gebiet Änderungen der hier beschriebenen speziellen Ausführungsform, die die Prinzipien der Erfindung beinhalten, ersichtlich sind, und diese dennoch in den Umfang der beigefügten Ansprüche fallen.

Claims

1. Herzschrittmacher mit einer Elektrode (14), einem Herzstimulationsimpulsgenerator, der zur Abgabe eines Herzstimulationsimpulses an das Herz ausgebildet ist, einem Einfangdetektor (10) zum Detektieren eines elektrischen Signals an der Elektrode, das in dem Herzen aüfgrund des Herzstimulationsimpulses hervorgerufen wird, gekennzeichnet durch:

ein Hochpaßfilter (34), das einen Eingang in Schaltkreisverbindung mit der Elektrode und einen Ausgang hat;

eine Absolutwertschaltung (56), die einen Eingang in Schaltkreisverbindung mit dem Ausgang des Hochpaßfilters und einen Ausgang hat;

einen Integrator (74), der einen Eingang in Schaltkreisverbindung mit dem Ausgang der Absolutwertschaltung und einen Ausgang hat;

einen Vergleicher (88), der einen ersten Eingang in Schaltkreisverbindung mit dem Ausgang des Integrators und einen zweiten Eingang in Schaltkreisverbindung mit einem Referenzwert (92, Ll) hat, wobei der Vergleicher einen Ausgang hat; und

eine Einrichtung (96), um zu bewirken, daß der Integrator über ein ausgewähltes Zeitfenster (W1), beginnend bei einer ausgewählten Zeitverzögerung nach der Abgabe des Herzstimulationsimpulses integriert;

so daß das Ausgangssignal des Vergleichers einen Wert hat, der anzeigt, ob während des ausgewählten Zeitfensters (W1) ein Einfangen stattgefunden hat.

2. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, wobei der Vergleicher einen ersten Vergleicher (88) aufweist und ferner einen zweiten Vergleicher (90) aufweist, der einen ersten Eingang in Schaltkreisverbindung mit dem Ausgang des Integrators (74) und einen zweiten Eingang in Schaltkreisverbindung mit einem zweiten Referenzwert (94, L2) hat, wobei der zweite Vergleicher einen Ausgang hat, so daß das Ausgangssignal des zweiten Vergleichers (90) einen Wert hat, der, gemeinsam mit dem Wert des Ausgangssignals des ersten Vergleichers (88) betrachtet, anzeigt, ob während des ausgewählten Zeitfensters (W1) ein Einfangen stattgefunden hat.

3. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, wobei das Hochpaß filter geeignet und ausgebildet ist, um Frequenzen oberhalb ca. 40 Hz durchzulassen.

4. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, der ferner ein Band paßfilter (18) aufweist, das einen Eingang und einen Ausgang hat und in Schaltkreisverbindung mit dem Hochpaßfilter (34) in Reihenschaltung damit verbunden ist.

5. Herzschrittmacher nach Anspruch 4, wobei das Bandpaßfilter einen Durchlaßbereich von ca. 22 Hz bis ca. 60 Hz hat.

6. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, wobei die Einrich tung (96), die den Integrator zur Integration veranlaßt, das Integrationsfenster (W2) erweitert, wenn der Ausgangswert des Vergleichers (88) anzeigt, daß der erste Eingangswert zu dem Vergleicher (88) während des ausgewählten Zeitfensters (W1) den Referenzwert (Ll) uberschritten hat.

7. Herzschrittmacher nach Anspruch 2, wobei der zweite Referenzwert (L2) größer als der erste Referenzwert (L1) ist.

8. Herzschrittmacher nach Anspruch 7, wobei der zweite Referenzwert (L2) um ungefähr eine Größenordnung größer als der erste Referenzwert (L1) ist.

9. Herzschrittmacher nach Anspruch 2, wobei die Einrichtung (96), die den Integrator zur Integration veranlaßt, das Integrationsfenster (W2) erweitert, wenn der Ausgangswert des ersten Vergleichers (88) anzeigt, daß der erste Eingangswert zu dem ersten Vergleicher (88) während des ausgewählten Zeitfensters (Wl) den Referenzwert (L1) uberschritten hat.

10. Verfahren zum Verifizieren eines Einfangens eines Herzens durch Erfassen eines Herzsignals, das aufgrund eines Herzstimulationsimpulses hervorgerufen wird, über eine Elektrode, gekennzeichnet durch:

Erfassen eines Wellenformsignals an der Elektrode nach der Abgabe des Herzstimulationsimpulses;

Filtern des erfaßten Wellenformsignals durch ein Filter, das ausgewählt ist, um Frequenzen durchzulassen, die für das hervorgerufene Herzsignal charakteristisch sind;

Verarbeiten des gefilterten Wellenformsignals, um ein Wellenformsignal zu erhalten, das den Absolutwert des gefilterten Signals repräsentiert;

Integrieren des Absolutwert-verarbeiteten Wellenformsignals über ein ausgewähltes Zeitfenster (W1), beginnend bei einer ausgewählten Zeitverzögerung nach der Abgabe des Herzstimulationsimpulses; und

Vergleichen des integrierten Wellenformsignals mit einem Referenzwert (L1) am Ende des ausgewählten Zeitfensters (Wl) und Erzeugen eines Einfang-Detektiersignals, wenn das integrierte Wellenformsignal während des ausgewählten Zeit fensters (Wl) den Referenzwert (L1) überschreitet.

11. Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Elektrode, über die das Herzsignal erfaßt wird, dieselbe Elektrode ist, über die der Stimulationsimpuls abgegeben wird.

12. Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Schritte des Vergleichens und Erzeugens durch die folgenden Schritte ersetzt werden:

Vergleichen des integrierten Wellenformsignals mit einem ersten Referenzwert (L1) am Ende des ausgewählten Zeitfensters (W1) und Vergleichen des integrierten Wellenformsignals mit einem zweiten Referenzwert (L2) am Ende des ausgewählten Zeitfensters (wl) und Erzeugen eines Einfang-Detektiersignals, wenn das integrierte Wellenformsignal während des ausgewählten Zeitfensters (W1) den ersten Referenzwert (L1) überschreitet, aber während des ausgewählten Zeitfen sters (wl) den zweiten Referenzwert (L2) nicht überschreitet.

13. Verfahren nach Anspruch 13, wobei der zweite Referenzwert (L2) größer als der erste Referenzwert (L1) ist.

14. Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Schritte des Vergleichens und Erzeugens durch die folgenden Schritte ersetzt werden:

Vergleichen des integrierten Wellenformsignals mit einem ersten Referenzwert (L1) am Ende des ausgewählten Zeitfensters (W1) und Vergleichen des integrierten Wellenform signals mit einem zweiten Referenzwert (L2) am Ende des ausgewählten Zeitfensters (W1) und, wenn das integrierte Wellenformsignal während des ausgewählten Zeitfensters (W1) den ersten Referenzwert (L1) überschreitet, aber während des ausgewählten Zeitfensters (Wl) den zweiten Referenzwert (L2) nicht überschreitet, Fortsetzen der Integration des Absolutwert-verarbeiteten Wellenformsignals über ein erweitertes Zeitfenster (W2) und Erzeugen eines Einfang-Detektiersignals, wenn das integrierte Wellenformsignal während des erweiterten Zeitfensters (W2) den zweiten Referenzwert (L2) nicht überschreitet.