DE69030767T2

DE69030767T2 - Defibrillationselektrode

Info

Publication number: DE69030767T2
Application number: DE69030767T
Authority: DE
Inventors: Stanley Bach; Roger Dahl; Ronald Heil; Mieczyslaw Mirowski
Original assignee: Individual
Current assignee: Minebea Intec GmbH
Priority date: 1989-06-06
Filing date: 1990-06-06
Publication date: 1998-01-08
Anticipated expiration: 2010-06-07
Also published as: ES2103742T3; AU5823990A; CA2064751C; WO1990014860A1; EP0476017A1; JP2625032B2; DE69030767D1; EP0476017A4; US4969463A; AU631088B2; JPH05504489A; HK1007972A1; CA2064751A1; EP0476017B1

Description

Hintergrund der Erfindung

Diese Erfindung betrifft eine Elektrode und ein Verfahren zum Stimulieren von Gewebe bei medizinischen Anwendungen und insbesondere eine implantierbare Herz-Defibrillationselektrode gemeinsam mit zugehöriger Elektronik und ein Verfahren zur Durchführung einer Herz-Defibrillation.
Im Körper implantierte Elektroden zur elektrischen Stimulation sind wohlbekannt. Insbesondere wurden am oder um das Herz implantierte Elektroden verwendet, um bestimmte lebensbedrohliche Herz-Arrhythmien umzukehren (d.h. zu defibrillieren oder zu kardiovertieren), indem über diese Elektroden elektrische Energie auf das Herz angewandt wird, um das Herz in einen normalen Sinusrhythmus zurückzubringen. Die Menge während der Herz-Defibrillatian (oder Kardioversion) zum Herzen abgegebener Energie hängt von der Anordnung der Elektroden an oder um das Herz und von der Fähigkeit der Elektroden ab, Energie gleichmäßig durch das Herz zu verteilen.
Frühere Vorrichtungen zum effizienten Abgeben von Defibrillations-Wellenformen von Elektroden zum Herzgewebe hin sind ebenfalls bekannt. Siehe z.B. das üblicherweise genannte US-Patent 4,768,512. In dieser früheren Vorrichtung wird ein abgeschnittener exponentieller Defibrillationspuls in eine Mehrzahl aufeinanderfolgender Pulssegmente zerhackt und über ein Elektrodenpaar an das Herz abgegeben. Derartige Hochfrequenz-Wellenformen gleichen verschiedene frequenzabhängige Impedanzen über dem gesamten Herzgewebe aus, um die Energie wirkungsvoller zu verteilen.
Die US-A-4,125,166 offenbart eine Elektrodenstruktur mit einer inneren und einer äußeren Elektrode, welche aus einem Material mit niedrigem Polarisationspotential hergestellt sind, um den Anteil von an der Elektroden-Gewebegrenzfläche dissipierter Energie zu minimieren. Die äußere Elektrode ist vorzugsweise segmentiert, um zu gewährleisten, daß die Struktur sich besser an eine unregelmäßige Gewebeoberfläche anpaßt.
Die EP-A-0 206 248 offenbart ein System zum Anwenden elektrischer Energie auf das menschliche Herz bei reduziertem Energieverbrauch. Das System weist eine Elektrode auf, welche zur Deformation inklusive einer Längenänderung fähig ist, um das Anpassen an das Herz beim Schlagen zu erleichtern.
Die vorliegende Erfindung basiert auf der Erkenntnis, daß die zu einem fibrillierenden Herzen während einer Defibrillation an das Herz abgegebene hohe elektrische Energie einen an den Elektroden entstehenden ionischen Strom bewirkt. Die Umwandlung von einem elektrischen Strom zu einem ionischen Strom hin erzeugt an der Elektroden-Gewebegrenzfläche Gas, welches als Isolator zwischen der Elektrode und dem Gewebe wirkt, an welches die defibrillierende Energie abgegeben werden soll. Als Resultat ist die von der Elektrode zum Gewebe hin tatsächlich abgegebene Energie reduziert, und demzufolge erreicht ein Teil des defibrillierenden elektrischen Feldes, welches zwischen den Elektroden entsteht, das Herz nie in wirkungsvoller Art und Weise. Demzufolge ist es notwendig, die Fähigkeit der Elektrode zu erhöhen, Energie an ein fibrillierendes Herz abzugeben.
Durch Erhöhen der Effizienz des Energietransfers von der Elektrode zum Herz kann die Menge an Energie reduziert werden, die an den Eingängen der Elektroden benötigt wird. Im Ergebnis kann die Größe der den Defibrillations/Kardioversions-Schaltkreis tragenden Einheit vermindert oder die Lebensdauer der Einheit entsprechend erhöht werden.

Zusammenfassung der Erfindung

Es ist eine Hauptaufgabe der Erfindung, die obigen Anforderungen durch Schaffen einer Defibrillationselektrode, eines Entladeschaltkreises und einer Pulsabgabetechnik zu erfüllen, welche die Konzentration des an der Elektroden-Gewebegrenzfläche durch Elektrolyse produzierten Gases reduziert, wobei die Effizienz des Energietransfers zwischen den implantierten Elektroden und dem die Defibrillationspulse empfangenden Herzgewebes erhöht wird.
Es ist ein weiteres Ziel der Erfindung, den Anteil übertragener Energie von der Defibrillationselektrode zum Herzen hin zu erhöhen und so die notwendige Eingangsenergie zur Elektrode zu senken.
Noch ein weiteres Ziel der Erfindung ist es, eine Defibrillationselektrode und eine Technik zu schaffen, welche die benötigte Eingangsenergie zu den Elektroden hin reduzieren und deshalb entweder die Größe der implantierten Einheit verkleinern, welche die elektronischen Defibrillationsschaltkreise aufweist, oder ihre Lebensdauer steigern.
Es ist ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung, eine Defibrillationselektrode und eine Technik zum Ändern des Schockvektors um das Herz zu schaffen, um weiteres Muskelgewebe des Herzens an der Defibrillationsepisode zu beteiligen.
In einem Ausführungsbeispiel weist das Defibrillationselektroden-Entladesystem der vorliegenden Erfindung eine Elektrode mit einer Mehrzahl separater, diskreter, leitender Oberflächen auf, von denen jede zugeordnete Pulse oder Zeitabschnitte einer defibrillierenden Wellenform empfängt. Die Pulse werden in Aufeinanderfolge genommen, bis die Wellenform erschöpft ist, so daß eine "Revolver"-Entladung erzeugt wird. Zwischen aufeinanderfolgenden Pulsen sind auf jedem Segment Zeitintervalle vorgesehen, um den natürlichen Zerfall des durch Elektrolyse erzeugten Gases an der Elektroden-Gewebegrenzfläche zu ermöglichen. Demzufolge ist die Menge von an der Elektroden-Gewebegrenzfläche vorhandenen Gases minimiert. Dadurch ist die Grenzflächenimpedanz abgesenkt, so daß die Menge von der Elektrode zum Gewebe gelieferter Energie gesteigert ist.

Kurzbeschreibung der Zeichnungen

Fig. 1a ist eine bildliche Darstellung des Spannungs- Zeit-Verhältnisses eines Defibrillationspulses.
Fig. 1b ist eine bildliche Darstellung, welche das Verhältnis zwischen Zeit und Konzentration des durch ionischen Strom erzeugten Gases als Folge des in Fig. 1a gezeigten Defibrillationspulses zeigt.
Fig. 2 ist eine perspektivische Ansicht einer Defibrillationselektrode mit vielfachen elektrisch leitenden Oberflächen, die voneinander isoliert sind, gemäß eines Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung.
Fig. 3 ist eine Querschnittsansicht entlang der Linie 3-3 in Figur 2.
Fig. 4 ist ein schematisches Blockgiagramm des elektronischen Schaltkreises zum Ausführen der Revolver-Entladungstechnik gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 5a ist ein Plot eines einzelnen Defibrillationspulses, welcher gemäß der Lehre der vorliegenden Erfindung in diskrete Pulssegmente unterteilt ist.
Fig. 5b ist ein Plot der Konzentration des während des in Fig. 5a gezeigten Defibrillationspulses durch Elektrolyse erzeugten Gases.
Fig. 6 illustriert eine Defibrillationselektrode mit einer Anordnung leitender Oberflächen, welche so verbunden sind, daß sie zwei segmentierte Entladungsoberflächen auf der Elektrode definieren.
Fig. 7 zeigt das Spannungs-Zeit-Verhältnis einer segmentierten Pulstechnik, welche auf die in Fig. 6 gezeigte Elektrode angewandt wird.
Fig. 8 ist eine Querschnittsansicht, welche eine Defibrillationselektrode eines anderen Ausführungsbeispiels in unmontierter Form mit übereinandergestapelten elektrisch leitenden Maschennetzen zeigt.
Fig. 9 ist eine Draufsicht auf eine Defibrillationselektrode mit getrennten, sich abwechselnden leitenden Drähten, welche zur Verwendung mit der in Fig. 5a illustrierten Defibrillationspulstechnik um einen Katheter gewunden sind.
Fig. 10 ist ein schematisches Diagramm, welches die in der Mehrfachdraht-Anordnung verwendete Revolver-Entladungstechnik illustriert.

Detaillierte Beschreibung der Zeichnungen

Es wird zunächst Bezug genommen auf die Figur 1a, in welcher schematisch ein Defibrillationspuls 10 mit einer Amplitude A und einer Pulsbreite T gezeigt ist. (Obwohl der Puls 10 als Puls mit konstanter Amplitude dargestellt ist, ist eine derartige Form nur zu illustrativen Zwecken gewählt; der Puls 10 kann z.B. exponentiell abfallend, ein bi-phasischer oder eine andere Wellenform sein.) Wegen der im defibrillierenden Puls 10 enthaltenen hohen Energie werden an der Elektrode-Gewebegrenzfläche ionische Ströme erzeugt, welche die Bildung von Gas zwischen den Defibrillationselektroden und dem benachbarten Gewebe verursachen. Ein illustrativer Plot des gemäß der Entladung des Defibrillationspulses 10 gebildeten Gases ist in Figur 1b gezeigt. Wie gezeigt ist, erhöht sich während der Entladung des Hochenergie-Defibrillationspulses die Gaskonzentration exponentiell. Bei Beendigung des Pulses, nämlich zur Zeit T, fällt die Gaskonzentration exponentiell auf Null ab. Es ist bekannt, daß die Gaskonzentration zwischen der Elektrode und dem benachbarten Gewebe als ein Isolator wirkt, welcher die Effizienz vermindert, mit welcher Energie von der Defibrillationselektrode zum Herzen hin abgegeben wird.
Unter Bezugnahme auf die Figuren 2 und 3 ist eine Defibrillationselektrode 18 gemäß eines Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung gezeigt. Die Elektrode 18 weist einen aktiven Entladeoberflächenbereich 15 mit diskreten, elektrisch leitenden Segmenten 20, 22, 24 und 26 in Form beabstandeter konzentrischer Ringe auf. Jedes leitende Segment ist elektrisch von den anderen leitenden Segmenten durch einen Isolator 28 elektrisch isoliert. Der Isolator 28 isoliert ebenso die leitenden Oberflächen sowohl an ihren äußeren Umfangskanten als auch an ihren hinteren Flächen.
Die elektrisch leitenden Segmente 20, 22, 24 und 26 sind z.B. aus einem Platin-Iridium-Netz gefertigt. Der Isolator 28 besteht aus Silikongummischichten, welche mit eingewobenem Dacron verstärkt sind. Die Schichten dieser Anordnung sind um die leitenden Segmente geschichtet, um die leitenden Segmente elektrisch zu isolieren und zu tragen.
Die leitenden Segmente 20, 22, 24 und 26 sind über einen mit Silikongummi isolierten Draht 27 elektrisch mit einer implantierten Defibrillator/Kardioversions-Einheit 25 verbunden (es ist nur eine einzelne Elektrode 18 gezeigt; es sind mindestens zwei Elektroden am oder um das Herz angeordnet, so wie das im Stand der Technik bekannt ist). Der Draht 27 weist Leiter 17, 19, 21 und 23 auf, welche die leitenden Segmente 20, 22, 24 bzw. 26 mit der Einheit 25 verbinden. Die Leiter 17, 19, 21 und 23 sind z.B. gezogene Stränge aus Silber oder rostfreiem Stahl (DBS). Diese Leiter sind elektrisch isoliert und verbinden nur ihr jeweiliges leitendes Segment mit der Defibrillator/Kardioversions-Einheit 25.
Unter Bezugnahme auf Figur 4 ist der Entladeschaltkreis 29 des Defibrillators 25 schematisch illustriert. Der Entladeschaltkreis 29 weist einen Zeitabfolgegenerator 31 zum Steuern der Entladung eines Kondensators 33 über elektronische Schalter 35a-d und elektronische Polaritätsschalter 37a-d auf. Der Kondensator 33 wird durch einen Ladeschaltkreis 39 aufgeladen. Die Ausgangsanschlüsse, welche mit A, B, C und D bezeichnet sind, sind über Leiter 17, 19, 21 und 23 mit den diskreten Elektrodensegmenten der Elektrode 18 verbunden.
Der Schaltkreis 29 unterteilt den Defibrillations-Spannungsschock, der im Kondensator 33 gespeichert ist, in eine Folge von Pulsen, so daß jeder Puls gerichtet werden kann an oder ferngehalten werden kann von einem oder einer Kombination vorgewählter Elektrodensegmente. Der Zeitabfolgegenerator triggert die Schalter 35a-d, um einen vorbestimmten Anteil des Spannungsstoßes zu den entsprechenden Elektrodensegmenten zu fördern. Zusätzlich kann die Polarität des geförderten Teils des Spannungsstoßes durch Triggern eines geeigneten Polaritätsschalters 37a-d geändert werden. Ein Arrhythmiedetektor, welcher nicht gezeigt ist, ist typischerweise im Pulsgenerator 25 enthalten.
In Betrieb ist die Elektrode 18 am oder um das Herz implantiert, und zwar in Verbindung mit mindestens einer anderen entgegengesetzten Elektrode von ähnlichem oder anderem Aufbau. Es wird die Verbindung zum Pulsgenerator 25 hergestellt, so daß z.B. das leitende Segment 20 das Pulssegment A, das leitende Segment 22 das Pulssegment B, das leitende Segment 24 das Pulssegment C und das leitende Segment 26 das Pulssegment D empfängt. Diese Revolverentladung fährt in der Abfolge fort bis die gesamte Einhüllende oder der Pulsblock 30 des Entladepulses die Elektroden erreicht hat. Das Tastverhältnis oder die Pulsdauer können jedoch über die gesamte Abfolge variieren, was die Programmierbarkeit für bestimmte Wellenformen durch Speichern von Daten zum Steuern des Zeitabfolgegenerators 31 ermöglicht. Ferner kann jedes Pulssegment in der Polarität umgekehrt werden, wie das bei C' gestrichelt gezeigt ist.
Darüber hinaus kann durch Einführen eines Tastverhältnisses die Menge an verbrauchter Energie reduziert werden. Unter Bezugnahme auf die Figur 5A wird während der Abschaltperioden zwischen den Pulssegmenten keine Energie verbraucht.
Demzufolge entspricht die Höhe der Vorderkante eines vorangehenden Pulssegments der Höhe der Endkante eines nachfolgenden Pulssegmentes. Folglich erhöht sich sowohl die Endkantenspannung als auch die Menge der im Kondensator 33 verbleibenden Energie dadurch, daß die Abtastrate der gepulsten Stoß verringert wird. Dies ermöglicht entweder eine Verminderung in der Kondensatorgröße oder ein Senken der Vorderkantenspannung. Beide Ansätze reduzieren den Energieverbrauch ohne ein Vermindern der Effizienz.
Zu illustrativen Zwecken sind vier leitende Oberflächensegmente gezeigt. Es können jedoch mehr oder weniger Oberflächensegmente verwendet werden, um die Elektrode zu definieren, ohne vom Umfang der Erfindung abzuweichen. Die Anzahl der Leiter des Drahtes 27 und die Zahl der Defibrillator- Kardioversions-Anschlüsse würde sich dementsprechend auch ändern.
Durch Versehen jedes leitenden Segments mit seinem eigenen Leiter können alle oder nur ein Teil der leitenden Segmente im Hinblick auf die Anforderungen der Elektrode aktiviert werden. Ferner kann die räumliche Verteilung der Defibrillationsenergie dadurch optimiert werden, daß gleichzeitig nur ein Teil der Segmente aktiviert wird.
Als Ergebnis dieser Revolver-Entladungstechnik wird die Bildung von Gas an der Elektroden-Gewebegrenzfläche vermindert, wie das durch den Plot 40 in Fig. 5b gezeigt ist. Weil die Bildung von Gas ein Ergebnis der durch einen auf die Elektrode angewandten Puls hoher Energie abgegebenen Ladung ist, resultiert die Verminderung der Zeit, in der dieser hochenergetische Puls vorhanden ist, mit einer Verminderung der Menge produzierten Gases und im Zerfall oder in der Absorption des bereits produzierten Gases.
Wie in den Figuren 2, 5a und 5b gezeigt ist, ist die erste leitende Oberfläche, welche Energie empfängt, das Segment 20 (welches das Pulssegment 32 empfängt). Während der Anwesenheit des Pulssegmentes A wird Gas beginnen, sich an der Elektroden-Gewebegrenzfläche der gesamten Elektrode 18 zu bilden, wie durch den gekrümmten Abschnitt 14' gezeigt ist. Bei der Beendigung des Pulssgementes A beginnt jedoch die Gaskonzentration, wie oben in Verbindung mit Figur 1b beschrieben wurde, exponentiell abzufallen, wie das in der Fig. 5d durch den gekrümmten Abschnitt 16' gezeigt ist. Es ist wichtig festzuhalten, daß die Bildung von Gas während des Pulssegments A in erster Linie um den Umfang des leitenden Segments 20 auftritt. Ferner ist die Konzentration von Gas, welches das jeweilige leitende Segment umgibt, durch die Kurve 14" dargestellt. Die Gaskonzentration um ein bestimmtes Segment erreicht einen Hochpunkt und fällt dann so lange ab, bis das jeweilige Segment einen weiteren Spannungsstoß empfängt. Das akkumulierte Gas, das von jeder Elektrodenoberfläche und von der gesamten Elektrode gebildet wird, erreicht nicht ein derart hohes Niveau, das es durch eine Einzelpulsentladung auf einer einzelnen leiten Oberfläche erreichen würde.
Wie oben bemerkt wurde, führt der Gesamteffekt des Anwendens der in Figur 5a gezeigten Pulstechnik auf eine Defibrillationsslektrode 18 zu einer Verminderung der Akkumulation des an der Elektroden-Gewebegrenzfläche produzierten Gases. Damit im Zusammenhang sollte bemerkt werden, daß die Darstellung der Figur 5b ein Durchschnitt ist dahingehend, daß jedes der vier leitenden Segmente ein Entladungspulssegment aus den vier abgegebenen Pulssegmenten empfängt. Deshalb ist durch das Reduzieren das Vorhandensein isolierenden Gases die Effizienz, mit welcher Energie von der Elektrode 18 an das Herzgewebe abgegeben wird, insgesamt gesteigert. Die insgesamt gebildetete Gasmenge ist eine Funktion der abgegebenen Ladungsmenge. Durch Reduzieren der Gasakkumulation wird der Anteil der Oberflächenüberdeckung vermindert und somit die Grenzflächenimpedanz gesenkt.
Die oben beschriebene Revolerentladungstechnik defibrilliert das Herz wirkungsvoll durch Ändern des auf das Herz angewandten Schockvektors. Durch Ändern der Orientierung des Schockvektors werden neue Muskelbereiche einbezogen. Jedoch werden die Spannungsgradienten desselben Muskelbereichs nicht durch das Ändern des Stoßvektors beeinflußt.
Die Figuren 6 und 7 illustrieren eine andere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Die Defibrillationselektrode 42 ist mit einem aktiven Entladungsoberflächenbereich 43 mit leitenden Segmenten 44 und 46 versehen, welche aus im allgemeinen in Form und Größe gleichen leitenden Maschengittern gebildet sind. Die leitenden Segmente 44 und 46 sind voneinander durch einen Isolator 28 isoliert und miteinander in zwei Gruppen elektrisch verbunden. Typischerweise besitzt die Elektrode 42 einen zur in Figur 3 gezeigten Elektrode 18 ähnlichen Querschnitt, wobei der Isolator 28 die gesamten Rück- und Umfangsflächen der Elektrode abdeckt. Die Leiter 47 und 49 verbinden die leitenden Segmente 44 bzw. 46 miteinander. Die Leiter 51 und 53 sind vorgesehen, um die zwei Gruppen leitender Segmente mit der Defibrillatoreinheit 25 in ähnlicher Weise zu den Verbindungen, die in der Figur 2 illustriert sind, zu verbinden.
In Betrieb wird ein Pulsblock 50, der in Figur 7 gezeigt ist und der ähnlich zu dem Pulsblock 30 der Figur 5a ist, durch die Defibrillatoreinheit 25 auf die Elektrode 42 angewandt. Es werden zwei Gruppen leitender Segmente, die zu illustrativen Zwecken mit "1" und "2" bezeichnet sind und mit den leitenden Oberflächen 44 und 46 korrespondieren, über die gesamte Elektrode 42 angeordnet, und sie empfangen die Impulse 52 bzw. 54. Im Ergebnis wird ein Gesamteffekt des Reduzierens der an der Elektrode-Gewebegrenzfläche gebildeteten Gasmenge erreicht, so wie das in der Figur 5b gezeigt ist und wie es vorstehend beschrieben wurde. Sowohl die Anzahl verschiedener leitender Segmente in einer Gruppe als auch die Anzahl von Gruppen leitender Oberflächen auf der Elektrode 42 kann erhöht werden, um bestimmte Entladungsformen oder -verteilungen zu erreichen.
Die Figur 8 illustriert ein anderes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung mit einer Defibrillationselektrode 56, welche einen ähnlichen Aufbau wie die Elektrode 18, die in den Figuren 1 und 2 gezeigt ist, aufweist, die aber in einigen Details sich unterscheidet. Die Defibrillationselektrode 56 ist insbesondere mit geschichteten elektrisch leitenden Maschengittern 58, 60 versehen. Die Isolation 62 schafft eine nichtleitende Rückfläche für die inaktiven Oberflächen der Elektrode 56. Es ist eine Maske 64 mit Öffnungen 65 vorgesehen, welche die elektrisch leitenden Gitter 58 und 60 auf der aktiven Entladungsoberfläche 63 der Elektrode 56 freilegen. Ein Dacrongitter oder ein anderer poröser Isolator 69 ist zwischen den Gittern 58 und 60 vorgesehen. Leiter 66 und 67 verbinden die Gitter 58 und 60 mit der Defibrillatoreinheit 25. Die Maske 64 und die Isolation 62 sind miteinander geschichtet, wobei die Gitter 58 und 60 eingeschlossen werden.
Bei der Verwendung empfängt die Elektrode 56 einen Pulsblock, der ähnlich ist zu dem in Figur 7 gezeigten. Die Gitter 58 und 60 werden abwechselnd mit Energie beaufschlagt, so daß, wie das oben beschrieben ist, das um die Herzoberfläche herum erzeugte Gas reduziert wird,
wobei die für das Erreichen einer Defibrillation oder Kardioversion benötigte Energie vermindert wird. Während nur zwei leitende Gitter gezeigt sind, können ferner zusätzliche Gitter verwendet werden, wobei jedes ein zugeordnetes diskretes Pulssegment empfängt.
Die Figur 9 illustriert eine Defibrillationselektrode eines anderen Ausführungsbeispiels dieser Erfindung. Die Elektrode 72 weist einen Herzkatheter 74 mit vier separaten elektrisch leitenden Entladungsdrähten oder Spulen 76, 78, 80 und 82 auf, die um einen distalen Abschnitt 70 des Katheters herumgewunden sind und sich entlang dessen Länge erstrecken. Die Leiter 75, 77, 79 und 81 verbinden die leitenden Drähte 76, 78, 80 bzw. 82 mit der Defibrillatoreinheit 25. Alternativ können sich die Entladungsdrähte entlang der Länge des Katheters erstrecken und an die Defibrillatoreinheit angeschlossen werden, ohne daß Leiter 75, 77, 79 und 81 benötigt werden. Die leitenden Drähte sind so gewunden, daß Zwischenräume zwischen benachbarten Drähten entlang der Länge des Katheters 74 geschaffen werden. Eine Isolation 83 ist entlang der Oberfläche des distalen Abschnitts 70 vorgesehen, um die leitenden Entladungsdrähte voneinander zu isolieren.
Bei der Benutzung ist die Elektrode 72 im Bereich der vena cava des Herzens implantiert und wird durch einen Pulsblock mit Energie beaufschlagt, wie das in der Figur 5a beim Bezugszeichen 30 gezeigt ist, und erreicht die oben beschriebenen Vorteile durch die Revolver-Entladungstechnik.
Die besonderen Typen von Wellenformen oder Wellenformgestaltungen sind nicht notwendige Merkmale der vorliegenden Erfindung. Es ist gedacht, daß jeder Typ von Wellenform oder Pulsblock verwendet werden kann, solange er nur segmentiert ist, um die oben beschriebene Revolver-Entladung zu bewirken. Insbesondere kann ein Pulsblock von beliebiger Gestalt zeit-abgetastet werden, um diskrete Pulssegmente, die zu den diskreten leitenden Segmenten auf einer Elektrode gesendet werden sollen, abzuleiten. Darüber hinaus kann, wie das in Figur 10 gezeigt ist, die Revolver-Entladungstechnik der vorliegenden Erfindung auf eine Mehrfach-Drahtanordnung angewandt werden. Insbesondere können separate Elektroden um das Herz implantiert werden, um diskrete Pulssegmente zum Ändern des auf das Herz angewandten Stoßvektors zu empfangen. Eine Anordnung kann einen Katheter 90 mit einer distalen Elektrode 92 aufweisen und innerhalb des rechten Ventrikels implantiert werden. Zusätzlich können zwei subkutane Fleckenelektroden 94 und 96 vorgesehen sein, wobei eine oberhalb des Sternums und die andere unter dem linken Arm implantiert ist.
In dieser Anordnung ist ein Defibrillationspuls in drei diskrete Segmente unterteilt und wird zu Elektroden 92, 94 und 96 beftrdert, um die Revolver-Entladung zwischen den Elektroden zu bewirken. Typischerweise wird die Polarität der Pulssegmente in dieser Mehrfach-Elektrodenanordnung gleich gehalten, um die Beeinflussung der Spannungsgradienten irgendwelcher Muskelpartien zu vermeiden.
Es ist zu verstehen, daß die obige Beschreibung nur als Beispiel gedacht ist und nicht dem Zweck dient, die vorliegende Erfindung einzuschränken, außer wie in den folgenden Patentansprüchen dargelegt ist.

Claims

1. Defibrillationssystem zum Behandeln von Arrhythmien des menschlichen Herzens

mit mindestens zwei implantierbaren Defibrillationselektroden (18; 56; 72) zur Plazierung am, um oder im Herzen zum Generieren eines elekrischen Feldes im Herzen und

mit einer Pulsgenerierungseinrichtung (25) zum Generieren einer Reihe diskreter Pulssegmente; dadurch gekennzeichnet, daß die Elektrode einen Entladungsoberflächenbereich zum Gegenüberliegen und zum Stimulieren des Herzens aufweist, wobei der Entladungsoberflächenbereich eine Mehrzahl diskreter leitender Segmente (20, 22, 24, 26; 44, 46; 58, 60; 76, 78, 80, 82) aufweist; und daß das System ferner eine Richteinrichtung (27) aufweist zum Richten ausgewahlter diskreter Pulssegmente an ausgewählte diskrete leitende Segmente.

2. Defibrillationssystem nach Anspruch 1,

worin die diskreten leitenden Segmente gestapelte Schichten diskreter leitender Maschengitter (58, 60) aufweisen.

3. Defibrillationssystem nach Anspruch 1,

worin die diskreten leitenden Segmente um einen Herzkatheter herum gewundene elektrisch leitende Drähte (76, 78, 80, 82) aufweisen.

4. Defibrillationssystem nach Anspruch 1,

welches ferner eine Leitungseinrichtung (47, 49) zum elektrischen Verbinden ausgewählter leitender Segmente (44, 46) miteinander aufweist.

5. Defibrillationssystem nach Anspruch 1,

worin die Pulsgenerierungseinrichtung (25) eine Einrichtung zum Generieren einer Reihe diskreter Pulssegmente innerhalb eines einzelnen Pulses aufweist.

6. Defibrillationssystem nach Anspruch 1,

worin die Pulsgenerierungseinrichtung (25) eine Einrichtung zum Generieren eines elektrischen Pulsblocks aufweist, und

welches ferner eine Chopper-Einrichtung zum Zerhacken des Pulsblockes in die Reihe diskreter Pulssegemente aufweist.

7. Defibrillationssystem nach Anspruch 1,

welches ferner aufweist eine Leitungseinrichtung mit einer Mehrzahl elektrischer Leiter (17, 19, 21, 23; 75, 77, 79, 81; 51, 53; 66, 67) zum elektrischen Verbinden ausgewählter leitender Segmente auf dem Entladungsbereich der Elektrode mit der Pulsgenerierungseinrichtung, so dab ausgewählte diskrete Pulssegmente an ausgewählten diskreten leitenden Segmenten angelegt werden.

8. Defibrillationssystem nach Anspruch 1,

worin die Richteinrichtung einen Schalterkreis (31) aufweist.

9. Defibrillationssystem nach Anspruch 1,

welches ferner eine Isolationseinrichtung (28) aufweist, welche zwischen den leitenden Segmenten der Defibrillationselektrode zum Isolieren der leitenden Segmente voneinander angeordnet ist.

10. Defibrillationssystem nach Anspruch 1,

welches ferner ein Isolationselement (62) aufweist, welches an einem rückseitigen Oberflächenbereich der Elektrode dem Entladungsoberflächenbereich gegenüberliegend angeordnet ist.

11. Defibrillationssystem nach Anspruch 1,

worin die Pulsgenerierungseinrichtung aufweist:

eine Kondensatoreinrichtung (33) zum Speichern und Entladen elektrischer Energie;

eine Kondensatorladeeinrichtung (39) zum Laden der Kondensatoreinrichtung auf eine vorbestimmte Spannung;

eine Mehrzahl Ausgangsanschlüsse, welche mit ausgewählten diskreten leitenden Segmenten der Elektrode verbunden sind;

eine Mehrzahl Schalteinrichtungen (35), wobei jede der Schalteinrichtungen mit einem ersten Anschluß der Kondensatoreinrichtung verbunden und geeignet ist, mit einem ausgewählten Ausgangsanschluß elektrisch verbunden zu werden;

eine Zeitgebereinrichtung (31), welche mit der Mehrzahl von Schalteinrichtungen verbunden ist, zum Generieren eines Triggerfolge-Signals, um Ausgewählte aus der Mehrzahl von Schalteinrichtungen zu triggern, um ausgewählte diskrete leitende Segmente für diskrete, vorbestimmte Zeitintervalle mit der Kondensatoreinrichtung zu verbinden, wenn sich die Kondensatoreinrichtung entlädt, um diskrete Pulssegmente dorthin zu befördern.

12. Defibrillationssystem nach Anspruch 11,

welche ferner eine Mehrzahl Polaritäts-Schalteinrichtungen (37) aufweist, welche jeweils verbunden sind mit einem zweiten Anschluß der Kondensatoreinrichtung und mit der Zeitgebereinrichtung und welche zwischen jeder Schalteinrichtung und den Ausgangsanschlüssen angeschlossen sind, wobei die Polaritäts-Schalteinrichtungen durch ein Polaritätsfolge-Signal gesteuert werden, welches durch die Zeitgebereinrichtung gleichzeitig mit dem Triggerfolge-Signal zum Umkehren der Polarität der zu den diskreten leitenden Segmenten beförderten diskreten Pulssegmente erzeugt wird.

13. Implantierbare Defibrillationselektrode (18; 56; 72) zur Anbringung am menschlichen Herzen zum Anwenden elektrischer Energie auf das Herz in Verbindung mit mindestens einer anderen implantierbaren Elektrode (18; 56; 72), wobei die Elektrode mittels einer Leitungseinrichtung (27) mit einer Pulsgenerierungseinrichtung (25) zum Produzieren elektrischer Energie in Form einer Defibrillationswellenform verbunden ist, dadurch gekennzeichnet,

daß die Elektrode aufweist:

einen Entladungsoberflächenbereich (15) zum Gegenüberliegen und Stimulieren des Herzens, wobei der Entladungsflächenbereich eine Mehrzahl diskreter leitender Segmente (20, 22, 24, 26; 44, 46; 58, 60; 76, 78, 80, 82) und ein an einem rückwärtigen Oberflächenbereich der Elektrode dem Entladungsoberflächenbereich gegenüberliegend angeordnetes Isolationselement (28; 62) aufweist; und

daß die Leitungseinrichtung (27) die Elektrode mit der Pulsgenerierungseinrichtung elektrisch verbindet, so daß ausgewählte diskrete leitende Segmente die elektrische Energie erhalten.

14. Verfahren zum Anwenden elektrischer Energie auf ein Defibrillationssystem nach Anspruch 1

mit mindestens zwei am oder im Bereich des Herzens implantierbaren Elektroden,

wobei das Verfahren den Schritt aufweist:

Erzeugen einer Folge diskreter Pulssegmente;

gekennzeichnet durch

den zusätzlichen Schritt des

Richtens ausgewählter diskreter Pulssegmente an ein Ausgewähltes aus der Mehrzahl diskreter leitender Segmente einer ersten Elektrode, welche einen Entladungsoberflächenbereich mit diskreten leitenden Segmenten aufweist.