DE60107609T2

DE60107609T2 - Zweikammer-Herzschrittmachersystem mit einer sich zeitlich anpassenden A-V Verzögerung

Info

Publication number: DE60107609T2
Application number: DE60107609T
Authority: DE
Inventors: Henri G. Heynen; Chester L. Strubel
Original assignee: Medtronic Inc
Current assignee: Medtronic Inc
Priority date: 2000-04-03
Filing date: 2001-04-03
Publication date: 2005-05-25
Anticipated expiration: 2021-04-04
Also published as: EP1142607A3; DE60107609D1; EP1142607B1; EP1142607A2; US6507756B1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft Doppelkammer-Schrittmachersysteme, einschließlich frequenzadaptierender Schrittmachersysteme und insbesondere die Verwendung einer zeitabhängigen AV-Verzögerung für das Stimulieren von Herzen bei einem kongestiven Herzfehler (CHF) mit einer dilatierten Kardiomyopathie (DCM).
Doppelkammer-Schrittmachersysteme, die in mehrfachprogrammierbaren DDD- und DDDR-Stimulationsmodi arbeiten, haben bei implantierbaren Doppelkammer-Schrittmachern und bestimmten implantierbaren Kardiovertern/Defibrillatoren (ICDs) große Verbreitung gefunden, um eine atriale und ventrikuläre (AV) synchronisierte Stimulation auf Anforderung bereitzustellen. Ein implantierbarer Impulsgenerator (IPG) eines DDD-Schrittmachers beinhaltet einen atrialen Meßverstärker zum Erfassen atrialer Depolarisationen oder P-Zacken und zum Erzeugen eines atrialen Erfassungsereignissignals (A-EVENT-Signals), einen ventrikulären Meßverstärker zum Erfassen ventrikulärer Depolarisationen oder R-Zacken und zum Erzeugen eines ventrikulären Erfassungsereignissignals (V-EVENT-Signals), atriale und ventrikuläre Stimulationsimpulsgeneratoren, die atriale bzw. ventrikuläre Stimulationsimpulse (A-PACE-Impulse bzw. V-PACE-Impulse) bereitstellen, und ein Betriebssystem, das die Stimulations- und Erfassungsfunktionen steuert. Falls die Atrien nicht innerhalb eines vordefinierten Zeitintervalls (des atrialen Escapeintervalls) spontan schla gen, führt der Schrittmacher den Atrien durch ein geeignetes Leitungssystem einen A-PACE-Impuls zu. Der IPG führt den Ventrikeln durch ein geeignetes Leitungssystem während der zeitlichen Überwachung einer AV-Verzögerung, die zeitlich durch ein vorhergehendes A-EVENT-Signal oder die Erzeugung eines A-PACE-Impulses festgelegt ist, einen V-PACE-Impuls zu, es sei denn, daß ein nichtrefraktäres V-EVENT-Signal ansprechend auf eine R-Zacke während der AV-Verzögerung erzeugt wird. Diese AV-synchronen Schrittmacher, die diese Funktion ausführen, haben die Fähigkeit zum Verfolgen des natürlichen Sinusrhythmus des Patienten und zum Bewahren des hämodynamischen Beitrags der atrialen Kontraktion über einen breiten Bereich von Herzfrequenzen.
Der frequenzadaptierende DDDR-Stimulationsmodus funktioniert in der vorstehend beschriebenen Weise, stellt jedoch zusätzlich eine Frequenzmodulation eines Stimulations-Escapeintervalls zwischen einer programmierbaren unteren Frequenzgrenze und einer programmierbaren oberen Frequenzgrenze (URL) als Funktion eines physiologischen Signals oder eines Frequenzsteuerparameters (RCP) bereit, das bzw. der durch einen oder mehrere physiologische Sensoren abgeleitet wird und in bezug zum Herzleistungsbedarf steht. Im DDDR-Stimulationsmodus ist es bevorzugt, sich auf die natürliche atriale Herzfrequenz zu verlassen, falls sie geeigneterweise zwischen der URL und der programmierten unteren Frequenz liegt. Zu Zeiten, zu denen die natürliche atriale Herzfrequenz ungeeignet hoch ist, wurde eine Vielzahl von "Modusumschaltschemata" zum Bewirken des Schaltens zwischen verfolgenden Modi und nicht verfolgenden Modi (und einer Vielzahl von Übergangsmodi) auf der Grundlage der Beziehung zwischen der atrialen Frequenz und der vom Sensor abgeleiteten Stimulationsfrequenz vorgeschlagen, wie beispielsweise in dem auf den Erwerber der vorliegenden Anmeldung übertragenen US-Patent US-A-5 144 949 angegeben ist.
Die DDD- und DDDR-Stimulationsmodi wurden zunächst als von größtem Nutzen für Herzpatienten angesehen, deren Herzen einen intakten sinoatrialen Knoten (SA-Knoten) haben, der die als P-Zacken erfaßbaren atrialen Depolarisationen erzeugt, die jedoch an einer fehlerhaften A-V-Leitung oder einem AV-Block leiden, wobei die Ventrikel nicht synchron mit den Atrien depolarisieren. Der DDD-Stimulationsmodus stimuliert die Ventrikel nach einer zeitlich überwachten AV-Verzögerung synchron mit den Atrien und ist im allgemeinen geeignet, um die Herzleistung für eine sitzende Lebensweise aufweisende Patienten wiederherzustellen. Aktive Patienten mit einem Syndrom eines kranken Sinus (SSS) haben eine atriale Frequenz, die manchmal angemessen sein kann, manchmal zu schnell sein kann und manchmal zu langsam sein kann. Für SSS-Patienten bietet der DDDR-Stimulationsmodus eine gewisse Erleichterung durch Stimulieren der Atrien und Ventrikel bei einer physiologischen Frequenz, die durch einen Algorithmus bestimmt wird, der auf den RCP anspricht, welcher den Stoffwechselbedarf des Patienten angibt.
Ein Verlust der elektrischen und mechanischen A-V-Synchronität kann zu einer Reihe asynchroner atrialer und ventrikulärer Depolarisationen bei unabhängigen Frequenzen führen, welche periodisch zu einer atrialen Depolarisation führen, die einer ventrikulären Depolarisation dicht folgt. Wenn dies geschieht, kontrahiert das linke Atrium gegen eine geschlossene Mitralklappe, woraus sich ein behinderter venöser Rückfluß aus den Lungengefäßen infolge eines erhöhten atrialen Drucks und möglicherweise sogar ein retrograder Blutfluß in den venösen Lungenkreislauf ergibt. Dadurch steigen das Volumen und der Druck im venösen Lungenkreislauf an. Ein erhöhter Druck in der Lunge kann zu einer Kongestion und Dyspnoe der Lunge führen. Eine Distension der Lungengefäße kann mit einer peripheren Vasodilatation und Hypotension einhergehen. Zusätzlich ist die begleitende atriale Distension mit einer erhöhten Erzeugung des atrialen natriuretischen Faktors verbunden und erhöht die Anfälligkeit für atriale Arrhythmien und ein mögliches Reißen der Wand des Atriums. Schließlich erhöhen eine Turbulenz und eine Stagnation von Blut innerhalb des Atriums das Risiko einer Thrombusbildung und einer nachfolgenden arteriellen Embolie. Das Beibehalten der mechanischen AV-Synchronität ist daher sehr wichtig, wie in größeren Einzelheiten in dem auf den Erwerber der vorliegenden Anmeldung übertragenen US-Patent US-A-5 626 623 dargelegt ist.
Theoretisch läßt sich die AV-Synchronität am besten während der Doppelkammer-Herzstimulation aufrechterhalten, indem das AV-Verzögerungsintervall in einen physiologischen Bereich gelegt wird, der sich auf die spontane atriale Frequenz oder die vom Sensor abgeleitete Frequenz bezieht, wobei dies davon abhängt, welcher der steuernde Stimulationsmodus ist. Wenngleich "physiologische" AV-Verzögerungen die elektrische AV-Synchronität im rechten Herzen gewährleisten können, können bei Patienten mit erheblichen interatrialen und/oder interventrikulären Leitungsverzögerungen jedoch die elektrische und mechanische Synchronität im linken Herzen und damit die hämodynamische Funktionsweise erheblich beeinträchtigt werden.
Das Aufrechterhalten der mechanischen AV-Synchronität ist von entscheidender Bedeutung bei Patienten mit einer beeinträchtigten Herzfunktion einschließlich CHF, DCM, einer hypertrophen Kardiomyopathie, der hypertensiven Herzkrankheit, einer restriktiven Kardiomyopathie und anderer Störungen, die durch eine erhebliche diastolische Dysfunktion gekennzeichnet sind. Bei diesen Patienten ist die passive ventrikuläre Füllung infolge einer schlechten ventrikulären Compliance und einer unvollständigen oder verzögerten Relaxation reduziert. Folglich wird sich in höherem Maße auf die atriale Kontraktion verlassen, um eine ventrikuläre Füllung zu bewirken, die ausreicht, um ein angemessenes Schlagvolumen zu erreichen und einen niedrigen atrialen und pulmonalen Druck aufrechtzuerhalten.
Es wurde herausgefunden, daß sorgfältig gesteuerte AV-Verzögerungen vorteilhaft sind, um die Herzleistung bei bestimmten Patienten zu erhöhen, die eine Kardiomyopathie und Formen von CHF und insbesondere eine hypertrophe obstruktive Kardiomyopathie (HOCM) aufweisen. Die HOCM ist durch einen verschmälerten linken ventrikulären Ausströmungstrakt (LVOT) gekennzeichnet, wodurch eine erhebliche Erhöhung des linken ventrikulären und systolischen Drucks hervorgerufen wird. Der verschmälerte LVOT wird durch eine vergrößerte Dicke des interventrikulären Septums hervorgerufen, das den Blutfluß während der Systole, der Zeit des Herzausstoßes, versperrt.
Eine symptomatische Verbesserung von Patienten mit einer HOCM kann in manchen Fällen unter Verwendung einer Standard-Pharmakotherapie erhalten werden. Für diese Therapie verwendete Arzneimittel weisen jedoch Nachteile auf, die in der Literatur zitiert worden sind. Ebenso ist ein chirurgischer Eingriff, beispielsweise eine Septalmyektomie oder ein Mitralklappenersatz, eine andere optionale Behandlung. Diese chirurgischen Behandlungen weisen jedoch eine erhebliche operative Sterblichkeit auf, und es wurde nicht gezeigt, daß sie den natürlichen Verlauf der Krankheit ändern. Es sei beispielsweise auf "Permanent Pacing As Treatment For Hypertrophic Cardiomyopathy" von Kenneth M. McDonald u.a., American Journal of Cardiology, Band 68, S. 108 – 110, Juli 1991, verwiesen.
Der Wert einer Doppelkammer-Herzstimulation und -behandlung von Patienten, die an einer HOCM leiden, wurde in der Literatur erkannt. Untersuchungen haben darauf hingewiesen, daß Patienten, die an einer HOCM leiden, von einem spezifischen Modus der Doppelkammerstimulation profitieren können, wobei ein ventrikulärer Stimulationsimpuls in zeitlicher Synchronität mit der erfaßten oder stimulierten atrialen Depolarisation abgegeben wird. Es wurde verstanden, daß eine Stimulation des rechten ventrikulären Apex, bevor eine spontane atrioventrikuläre Leitung die Ventrikel aktiviert, das Aktivierungsmuster des Ventrikelseptums ändert. Weil bewirkt wird, daß der rechte Ventrikel zuerst kontrahiert, zieht er das Septum zum rechten Ventrikel, wodurch die LVOT-Obstruktion verringert wird. In der Literatur sind die möglichen Vorteile einer synchronisierten AV-Stimulation für HOCM-Patienten allgemein anerkannt, wobei die Wichtigkeit des Erreichens einer ventrikulären Mitnahme hervorgehoben wird. Das Bewirken einer "vollständigen ventrikulären Mitnahme" ist wichtig, um die vorstehend beschriebene Bewegung des Septums zu erhalten, während das Auswählen der längsten AV-Verzögerung, die zu einer vollständigen ventrikulären Mitnahme führt, wichtig ist, um den atrialen Beitrag zur ventriku lären Füllung zu maximieren. Es sei beispielsweise auf das auf den Erwerber der vorliegenden Anmeldung übertragene US-Patent US-A-5 507 782 und die darin erwähnten Literaturartikel verwiesen. Der abgegebene Stimulationsimpuls sollte eine "Vorerregung", d.h. eine Depolarisation des ventrikulären Apex vor dem Septum bereitstellen. Es ist allgemein anerkannt, daß dieses geänderte Muster der Kontraktion des Septums sowie das optimale Füllen des linken Ventrikels für diesen Modus der Schrittmacherbehandlung wichtig sind.
In der Literatur wird vorgeschlagen, daß die AV-Verzögerung auf die längste Dauer gelegt werden sollte, bei der die ventrikuläre Mitnahme auf verschiedenen Übungsniveaus gehalten wird. Es sei auf den vorstehend zitierten Artikel von McDonald verwiesen. Es wurde vorgeschlagen, daß die AV-Verzögerung, die eine maximale Vorerregung des Ventrikels durch den Stimulationsimpuls ermöglicht, durch Festlegen der AV-Verzögerung ausgewählt werden kann, wodurch die am breitesten stimulierte QRS-Komplexdauer erzeugt wird, wie sich auf einem Oberflächenelektrokardiogramm zeigt. Es sei beispielsweise auf "Impact of Dual Chamber Permanent Pacing in Patients With Obstructive Hypertrophic Cardiomyopathy With Symptoms Refractory to Verapamil and beta.-Adrenergic Blocker Therapy" von Fananapazir u.a., Circulation, Band 8, Nr. 6, Juni 1992, S. 2149 – 2161 verwiesen.
Die bekannten Techniken für eine AV-synchrone Stimulation von HOCM-Patienten erkennen die Notwendigkeit, die Stimulations-AV-Verzögerung periodisch zu beurteilen. Die spontane atrioventrikuläre Leitungszeit des Patienten ändert sich im allgemeinen mit der Herzfrequenz, d.h. von Ruhe zu Übung. Überdies kann eine gleichzeitige Arzneimittelbehandlung, beispielsweise mit Betablockern, auch die A-V-Leitungszeit modifizieren und eine erneute Beurteilung der AV-Verzögerung benötigen. Die Wichtigkeit des periodischen Vornehmens einer genauen Bestimmung der optimierten Stimulations-AV-Verzögerung wird demgemäß bedeutsam. Falls die AV-Verzögerung auf einen Wert gelegt wird, der zu kurz ist, um eine vollständige ventrikuläre Mitnahme zu gewährleisten, kann der atriale Beitrag zur ventrikulären Füllung beeinträchtigt werden. Falls die AV-Verzögerung jedoch auf einen zu großen Wert eingestellt wird, wird die ventrikuläre Mitnahme beeinträchtigt, und es kann Episoden keiner ventrikulären Stimulation geben, oder die ventrikuläre Stimulation kann nicht zur bestmöglichen Reduktion der LVOT-Obstruktion beitragen. Dementsprechend ist es bei dieser Therapie wichtig, die AV-Verzögerung kontinuierlich oder periodisch einstellen zu können, um sie für die HOCM-Therapie zu optimieren. In den auf den Erwerber der vorliegenden Anmeldung übertragenen US-Patenten US-A-5 626 620, US-A-S 626 623, US-A-5 716 383 und US-A-5 749 906 sind Wege zum Optimieren der Stimulations-AV-Verzögerung offenbart.
Ein Doppelkammer-Schrittmachersystem gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1 ist in US-A-5 690 689 offenbart.
Eine AV-synchronisierte Stimulation von CHF-Herzen, die eine DCM aufweisen (ein CHF/DCM-Herz) profitiert jedoch nicht notwendigerweise von der veränderlichen und typischerweise langen AV-Verzögerung, die als für HOCM-Patienten optimal bestimmt wird. Häufig weisen CHF/DCM-Herzen natürliche A-V-Leitungsintervalle (alternativ als P-Q-Leitungsintervalle bezeichnet) zwischen 180 ms – 260 ms mit LBBB-Mustern oder einer interventrikulären Leitungsverzögerung (IVCD) und verbreiterte QRS-Komplexe > 120 ms auf, und sie weisen auch A-V-Leitungsfehler, einschließlich eines 1-AV-Blocks (AVB), auf. Im Laufe der Zeit kann der 1-AV-Block zu einem 2-AV-Block oder einem 3-AV-Block degenerieren. Verbreiterte QRS-Komplexe (> 120 ms), die entweder durch ein durch LBBB, IVCD oder RV stimuliertes hervorgerufenes Ansprechen bewirkt werden, stellen eine erhebliche Verzögerung in der elektrischen LV-Aktivierung und damit eine erhebliche Verzögerung in der mechanischen LV-Aktivierung dar. 7 zeigt den natürlichen kardialen Sinusrhythmus des Herzens eines Patienten (bei einer Herzfrequenz von beispielsweise 65 bpm) mit einer natürlichen LBBB, einem 1-AV-Block, einer LA-zu-LV-Synchronität und einer reduzierten LV-Füllzeit mit einer anschließenden Fusion der schnellen transmitralen Einströmungs-Füllphase (E-Zacke) und der aktiven Füllphase (A-Zacke).
Eine optimale AV-Verzögerungszeit wird erhalten, wenn das Einsetzen der LV-Kontraktion unmittelbar nach Abschluß des LA-Beitrags (linker atrialer Kick) in der späten Diastole auftritt. In diesem Moment ist die LV-Füllung (Vorbelastung) maximal und die Frank-Starling-Beziehung zwischen der LV-Dehnung und der LV-Kontraktion am größten. Dies führt zum maximalen LV-Schlagvolumenausstoß und damit zur Verwirklichung des maximalen Herzindex/der maximalen Herzausgangsleistung. Zum Verwirklichen dieser genauen atrioventrikulären sequentiellen Zeitsteuerung muß die AV-Verzögerung vollständig optimiert werden. 8 zeigt den Rhythmus eines Herzens mit einer kleineren LA-zu-LV-Asynchronität und einer suboptimalen, zu langen AV-Verzögerungszeit, einer teilweisen Fusion von E- und A-Zacken und einer erhöhten LV-Füllung (LVFT). Jede Verzögerung zwischen dem Abschluß des atrialen Beitrags und dem Beginn der LV-Kontraktion (in 8 als δ angegeben) kann zu einer "vorsystolischen" Mitralregurgitation führen, woraus sich der Verlust der wirksamen LV-Füllung und damit der Verlust des LV-Schlagvolumens und eine reduzierte Herzleistung ergeben. Zusätzlich verringert eine zu lange AV-Verzögerung die für eine geeignete LVFT verfügbare diastolische Zeit, wie sich anhand des diastolischen transmitralen Einströmungsmusters beobachten läßt, woraus sich eine Fusion (konkurrierende Wirkung) der E-Zacke und der A-Zacke der Mitralströmungsbeziehung ergibt (auch in 8 dargestellt).
9 zeigt eine in einem Herzrhythmus infolge einer kurzen, optimierten AV-Verzögerung wiederhergestellte wünschenswerte exakte LA-zu-LV-Synchronität, wobei die LV-Kontraktion nach Abschluß einer A-Zacke und einer maximalen diastolischen LVFT auftritt. Eine kurze, optimierte AV-Verzögerung ermöglicht jedoch das Verwirklichen einer maximalen Defusion von E- und A-Zacken und einer maximalen LVFT bei jeder gegebenen Herzfrequenz, was zu einer erhöhten Herzleistung beiträgt (siehe 9). In jüngeren Ergebnissen von Untersuchungen an solchen Herzen wurde festgestellt, daß jedes CHF/DCM-Herz eine optimale kurze AV-Verzögerung aufweist, die die höchste Herzleistung erzeugt und die stärkste physiologische Hämodynamik bereitstellt, wie sich unter Verwendung von Echokardiographie messen läßt. Es sei verwiesen auf "Effect of pacing chamber and atrioventricular delay on acute systolic function of paced patients with congestive heart failure" von Auricchio, A., Stellbrink, C. u.a., Circulation 1999, 15. Juni, 99 (23) :2993 – 3001.
Kurze AV-Verzögerungen im Bereich von 60 ms – 140 ms scheinen den AV-Verzögerungen von 180 ms – 240 ms überlegen zu sein, die typischerweise entweder vorgegeben wurden oder unter Verwendung der vorstehend beschriebenen Algorithmen zum Bestimmen der AV-Verzögerung für HOCM-Herzen berechnet wurden. Folglich wird empfohlen, daß die AV-Verzögerungen der implantierten DDD- und DDDR-Schrittmacher auf die verhältnismäßig kurzen AV-Verzögerungen gelegt werden, die beim Testen der Herzleistung bei verschiedenen AV-Verzögerungen bestimmt wurden.
Das abrupte Beginnen mit einer AV-Stimulation mit einer solchen kurzen AV-Verzögerung stellt jedoch eine erhebliche Änderung der Funktion des CHF/DCM-Herzens und seiner Belastung dar, wobei vor der Stimulation die Ventrikel nach einer längeren natürlichen AV-Verzögerung depolarisiert werden. 1 zeigt die abrupte Änderung von einer chronischen, längeren natürlichen AV-Verzögerung von beispielsweise 225 ms, die in einem CHF/DCM-Herzen auftritt, welche deutlich oberhalb der normalen natürlichen AV-Verzögerung des gesunden Herzens von 125 ms liegt. Nach Jahren einer allmählichen Erhöhung der natürlichen AV-Verzögerung wird das Herz des Patienten einer programmierten chronischen AV-Verzögerung von beispielsweise 100 ms unterzogen, um eine Erfassungs-AV-Verzögerung (SAV-Verzögerung) oder eine Stimulations-AV-Verzögerung (PAV-Verzögerung) oder beide zu bewirken.
Dies bedeutet, daß das Herz plötzlich gezwungen wird, von einer Situation mit einer langen AV-Verzögerung zu einer kurzen AV-Verzögerung zu wechseln. In der Situation mit einer langen AV-Verzögerung hat der gefüllte linke Ventrikel mehr Zeit, Blut in das linke Atrium zurückfließen zu lassen, bevor die Kontraktion beginnt (Mitralregurgitation), wodurch einerseits die Herzleistung ver ringert wird, jedoch andererseits eine Art eines "Druckentlastungsventils" zum Begrenzen des diastolischen Drucks im LV-Ende, der bei diesen Patienten stark erhöht ist, bereitgestellt wird. In der Situation einer kurzen AV-Verzögerung sind die Anforderungen einer maximalen Herzleistung (ein genaues synchronisiertes Füllen des LVs, eine optimale LV-Füllperiode und eine optimale Vorbelastung des LVs) erfüllt, der Druck kann jedoch in der LV, die nicht dafür "verwendet" wird, hoch werden.
Die vorliegende Erfindung betrifft daher insbesondere eine Vorrichtung zum Vermeiden oder Vermindern einer Beanspruchung des Herzens eines Patienten, die durch Programmieren einer im Vergleich zu einer natürlichen längeren AV-Verzögerung verhältnismäßig kurzen AV-Verzögerung herbeigeführt wird. Gemäß der vorliegenden Erfindung ist ein Doppelkammer-Stimulationssystem vorgesehen, das für die Stimulation des Herzens eines Patienten während eines zeitadaptierenden Nachimplantationszeitraums angepaßt ist, mit:

Mitteln zum zeitlichen Festlegen eines atrialen Stimulations-Escapeintervalls,
Mitteln zum Erzeugen eines atrialen Stimulationsimpulses und zum Abgeben von diesem an die Atrien des Herzens des Patienten beim Ablaufen des atrialen Escapeintervalls,
Mitteln zum zeitlichen Festlegen einer Stimulations-AV-(PAV)-Verzögerung anhand des Ablaufens des atrialen Escapeintervalls,
Mitteln zum Erfassen eines atrialen Signals von den Atrien des Herzens des Patienten und zum Bereitstellen eines A-EVENT-Signals,
Mitteln zum zeitlichen Festlegen einer Erfassungs-AV-(SAV)-Verzögerung anhand eines A-EVENT-Signals,
Mitteln zum Erfassen ventrikulärer Signale von den Ventrikeln des Herzens des Patienten und zum Bereitstellen eines V-EVENT-Signals,
Mitteln zum Erzeugen ventrikulärer Stimulationsimpulse und zum Abgeben von diesen an die Ventrikel des Herzens des Patienten beim Ablauf der SAV- oder PAV-Verzögerung,
Mitteln zum Legen einer oder beider der SAV- und der PAV-Verzögerungen zu einer Zeit, die in Beziehung zur Implantationszeit des Doppelkammer-Schrittmachersystems in dem Patienten steht, auf eine der anfänglichen SAV- und PAV-Verzögerungen, und
Mitteln zum Bereitstellen einer oder beider der zeitadaptierenden SAV-Verzögerung und der zeitadaptierenden PAV-Verzögerung während eines zeitadaptierenden Nachimplantationszeitraums, wodurch allmählich die anfängliche der SAV-Verzögerung und der PAV-Verzögerung zu einer chronischen SAV- und PAV-Verzögerung am Ende des zeitadaptierenden Nachimplantationszeitraums geändert wird.

Demgemäß wird ein Algorithmus zum Bestimmen der zeitadaptierenden AV-Verzögerung (TA-AV-Verzögerung) bei der Implantation eines DDD- oder DDDR-Stimulationssystems in einen Patienten mit einem CHF/DCM-Herzen ausgelöst. Zur Implantationszeit oder in etwa zur Implantationszeit wird die AV-Verzögerung zunächst auf eine verhältnismäßig lange anfängliche oder einleitende AV-Verzögerung gelegt, die mit einer natürlichen AV-Verzögerung korreliert werden kann, die das Herz des Patienten aufweist. Anschließend wird die TA-AV-Verzögerung über einen zeitadaptierenden (TA) Nachimplantationszeitraum von Stunden, Tagen oder Wochen inkrementell verringert oder dekrementiert, bis eine programmierte, kürzere AV-Verzögerung erreicht wird. Anschließend wird die programmierte, chronische AV-Verzögerung beibehalten.
Die TA-AV-Verzögerung wird entweder linear oder nichtlinear im Zeitintervall von der anfänglichen AV-Verzögerung bis zur chronischen AV-Verzögerung in Dekrementschritten über den Nachimplantations-TA-Zeitraum dekrementiert. Vorzugsweise wird eine getrennte SAV-Verzögerung durch das A-EVENT-Signal eingeleitet und eine PAV-Verzögerung beim zeitlichen Überwachen eines atrialen Stimulations-Escapeintervalls und bei der Abgabe des A-PACE-Impulses eingeleitet. Die vorliegende Erfindung kann derart implementiert werden, daß das zeitadaptierende Merkmal durch Programmieren eingeschaltet wird, um eine TA-SAV-Verzögerung oder eine TA-PAV-Verzögerung oder beide während des Nachimplantationszeitraums festzulegen.
Auf diese Weise wird das Herz allmählich an die optimale chronische AV-Verzögerung gewöhnt, und die Belastung wird reduziert. Dieser allmähliche Prozeß kann beim Remodellierungsprozeß des CHF/DCM-Herzens helfen. Der Prozeß des Remodellierens ist eine allmähliche Anpassung der Muskelzellen des Herzens an eine neue Situation verschiedener Wandbeanspruchungen, einer Volumenbelastung und/oder Kontraktionsmuster. Einige relevante Literaturhinweise sind die folgenden: "Asynchronous Electrical Activation Induces Asymmetrical Hypertrophy of the Left Ventricular Wall" von Oosterhout, Prinzen u.a., Circulation, 1998; 98:588 – 595 und "Redistribution of myocardial fiber strain and blood flow by asynchronous activation" von Prinzen u.a., American Journal of Physiology, 1990; 259:H300 – H308.
Vorzugsweise wird die TA-AV-Verzögerung während der TA-Periode weiter modifiziert oder geändert, um unter bestimmten Bedingungen eine physiologischere AV-Verzögerung bereitzustellen, bei denen ein Bedarf an einer erhöhten Herzleistung das Stimulationssystem veranlaßt, seine Stimulationsfrequenz zu erhöhen. In diesem Fall wird die TA-AV-Verzögerung berechnet, kann jedoch durch einen frequenzadaptierenden Stimulationsalgorithmus vorübergehend geändert werden.
Diese und andere Vorteile und Merkmale der vorliegenden Erfindung werden anhand der folgenden detaillierten Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen von dieser, die nur als Beispiel dienen, in Zusammenhang mit der Zeichnung, in der gleiche Bezugszahlen in den verschiedenen Ansichten identische Strukturen angeben, besser verständlich werden, wobei:
1 ein Zeitablaufdiagramm ist, in dem die gegenwärtige Art des Festlegens einer in einem DDD- oder DDDR-Schrittmachersystem zum Stimulieren eines CHF/DCM-Herzens verwendeten AV-Verzögerung dargestellt ist,
2A ein Zeitablaufdiagramm ist, in dem die Art des Zeitadaptierens der in einem DDD- oder DDDR-Schrittmacher system zum Stimulieren eines CHF/DCM-Herzens verwendeten AV-Verzögerung dargestellt ist, welche in einem System gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet wird,
2B eine Vergrößerung eines Abschnitts der TA-AV-Verzögerung während der TA-Periode ist, um inkrementelle Verringerungen ansprechend auf eine Freguenzanpassung in einem frequenzadaptierenden Stimulationsmodus zu zeigen,
3 eine Ansicht einer Ausführungsform eines subkutan in den Körper eines Patienten implantierten implantierbaren DDD/DDDR-Schrittmachers ist, worin die vorliegende Erfindung vorteilhaft implementiert ist,
4 ein schematisches Blockdiagramm von Hauptfunktionsblöcken einer Ausführungsform eines DDD/DDDR-Schrittmacher-Betriebssystems ist, worin die vorliegende Erfindung verwendet werden kann,
5 ein Flußdiagramm ist, in dem die Arbeitsschritte im DDD/DDDR-Stimulationsmodus beim Betrieb eines Systems gemäß der vorliegenden Erfindung dargestellt sind,
die 6A und 6B ein Flußdiagramm sind, in dem die Berechnung von TA-AV-Verzögerungen dargestellt ist, die in den Arbeitsschritten des DDD/DDDR-Stimulationsmodus aus 5 verwendet werden,
7 einen natürlichen kardialen Sinusrhythmus des Herzens eines Patienten mit einem natürlichen LBBB, einem 1-AV-Block, einer LA-zu-LV-Asynchronität und einer verringerten LV-Füllzeit mit einer anschließenden Fusion der schnellen transmitralen Einströmungs-Füllphase (E-Zacke) und der aktiven Füllphase (A-Zacke) zeigt,
8 einen Herzrhythmus zeigt, der eine kleinere LA-zu-LV-Asynchronität und eine suboptimale, zu lange AV-Verzögerungszeit, eine teilweise Defusion von E- und A-Zacken und eine erhöhte LV-Füllung (LVFT) aufweist, und
9 einen erwünschten Herzrhythmus zeigt, der infolge einer kurzen, optimierten AV-Verzögerung, einer LV-Kontraktion, die nach Beendigung der A-Zacke auftritt, und einer maximalen diastolischen LVFT eine genaue LA-zu-LV-Synchronität aufweist.
1 ist ein Zeitablaufdiagramm, in dem die gegenwärtige Art des Festlegens einer in einem DDD- oder DDDR-Stimulationssystem zum Stimulieren eines CHF/DCM-Herzens verwendeten AV-Verzögerung dargestellt ist. Die 2A und 2B zeigen die Art des Zeitadaptierens der in einem DDD- oder DDDR-Stimulationssystem zum Stimulieren eines CHF/DCM-Herzens in einem System gemäß der vorliegenden Erfindung verwendeten AV-Verzögerung. Die anfängliche oder einleitende AV-Verzögerung, die die SAV-Verzögerung und/oder die PAV-Verzögerung sein kann, wird auf die gleiche oder nahezu die gleiche Länge wie die natürliche AV-Verzögerung, im dargestellten Fall 225 ms, gelegt. Die AV-Verzögerung wird allmählich wie eine TA-AV-Verzögerung über einen Nachimplantations-TA-Zeitraum von Stunden, Tagen, Wochen oder Monaten verringert, bis die programmierte, Basis- oder chronische AV-Verzögerung von 100 ms erreicht wurde. Das zeitadaptierende Verkürzen der AV-Verzögerung ermöglicht es, daß sich das Herz an die kurze AV-Verzögerung über den TA-Zeitraum gewöhnt, und sie kann zum Remodellieren der Herzfunktion beitragen. Es wird entweder eine einzige TA- AV-Verzögerung berechnet und während des Nachimplantationszeitraums verwendet, oder es werden getrennte TA-SAV- und/oder TA-PAV-Verzögerungen berechnet und über den Nachimplantationszeitraum verwendet, bis der Nachimplantationszeitraum verstrichen ist. In der Praxis wird, falls PAV und SAV auf denselben Wert gelegt sind, eine einzige TA-AV-Verzögerung entweder nach einem atrialen Stimulationsereignis oder einem atrialen Erfassungsereignis berechnet, verwendet und zeitlich überwacht.
In einem frequenzadaptierenden Stimulationsmodus (RR-Stimulationsmodus) können die TA-AV-Verzögerungen automatisch verkürzt werden, wenn eine erhöhte Aktivität oder Herzfrequenz festgestellt wird. Wenn eine solche RR-Modulation von PAV- und SAV-Intervallen auftritt, werden diese inkrementellen AV-Verzögerungsmodulationen, wie in 2B dargestellt ist, nach den nachstehend anhand der 6A und 6B beschriebenen TA-Algorithmen der langsamen Änderung der Grund-TA-AV-Verzögerung überlagert, wie in 2A dargestellt ist.
Die 2A und 2B sind einfach Beispiele einer Art, in der die TA-AV-(TA-PAV- oder TA-SAV)-Verzögerung mit der oder ohne die RR-Modulation der TA-AV-Verzögerung verringert werden kann. Bei typischen DDD-Stimulationssystemen sind die PAV- und SAV-Verzögerungen getrennt programmierbar, und es gibt typischerweise eine Versatzdifferenz zwischen den PAV- und SAV-Verzögerungen, wenn sie entweder feststehend sind oder sich, abhängig vom RCP oder von der natürlichen atrialen Herzfrequenz, in einem RR-Modus ändern. Der Einfachheit wegen ist nur eine einzige AV-Verzögerung, einschließlich der TA-AV-Verzögerung, in 2A dargestellt.
Die Verringerung der TA-AV-Verzögerung wird zu spezifischen Zeiten (durch einen Echtzeittaktgeber festgelegt) während des Nachimplantationszeitraums bewirkt und typischerweise durch Verringern des AV-Intervalls um die Hälfte zu einem oder mehreren Taktzyklusintervallen erreicht, wie nachstehend beschrieben wird. Die zeitadaptierende Kurve kann daher viele Formen, einschließlich einer verhältnismäßig geraden Rampe, einer Kurve oder einer periodischen diskreten Stufe oder inkrementeller Verringerungen, annehmen.
Die vorliegende Erfindung kann in externe und implantierbare Stimulationssysteme und sowohl in Schrittmacher als auch in ICDs mit einer Doppelkammer-Stimulationsfähigkeit aufgenommen werden. Beispielsweise zeigt 3 die Konfiguration eines typischen DDD/DDDR-Stimulationssystems mit einem IPG 100 und unipolaren oder bipolaren rechten atrialen (RA) und rechten ventrikulären (RV) Leitungen 114 und 116 (es sind bipolare Leitungen dargestellt), worin die vorliegende Erfindung implementiert werden kann, um die Atrien und Ventrikel in einer RA-RV-Sequenz synchron zu stimulieren. Die vorliegende Erfindung kann auch in andere Doppelkammer-Stimulationssysteme aufgenommen werden, bei denen linke atriale (LA) und/oder linke ventrikuläre (LV) Leitungen für die Doppelkammerstimulation unter Verwendung der TA-AV-Verzögerung in den Sequenzen LA – RV, LA – LV oder RA – LV eingesetzt werden.
Die TA-AV-Verzögerung kann auch in biatrialen und biventrikulären Stimulationssystemen mit LA- und/oder LV-Leitungen der Typen verwendet werden, die beispielsweise in dem auf den Erwerber der vorliegenden Anmeldung übertragenen US-Patent US-A-5 902 324 und in dem auf den Erwerber der vorliegenden Anmeldung übertragenen US-Patent US-A-6 122 545, eingereicht am 28. April 1998 von C. Struble u.a., "MULTIPLE CHANNEL, SEQUENTIAL, CARDIAC PACING SYSTEMS", beschrieben sind. Die TA-AV-Verzögerungsalgorithmen können in solche Drei- oder Vierkammer-DDD/DDDR-Stimulationssysteme aufgenommen werden, bei denen die Stimulationssequenzen RA – (RV + LV), LA – (RV + LV), (RA + LA) – RV, (RA + LA) – LV und (RA + LA) – (RV + LV) einschließen können.
Typischerweise weist das nachstehend in bezug auf die 3 – 6 beschriebene DDDR-Stimulationssystem eine mikrocomputergesteuerte digitale Steuer-/Zeitgeberschaltung auf, die ein V-A-Intervall nach einem V-EVENT- oder V-PACE-Impuls, gefolgt von einer AV-Verzögerung nach einem A-EVENT- oder A-PACE-Impuls, sowie eine Anzahl anderer Intervalle definiert und zeitlich überwacht. Vorzugsweise wird die SAV-Verzögerung durch das A-EVENT-Signal eingeleitet und die PAV-Verzögerung nach einem A-PACE-Impuls eingeleitet, und beide werden in einer zeitadaptierenden Weise festgelegt. Die vorliegende Erfindung kann jedoch auch so implementiert werden, daß das zeitadaptierende Merkmal nur programmiert eingeschaltet wird, um das Festlegen der SAV-Verzögerung oder der PAV-Verzögerung oder einer einzigen AV-Verzögerung für beide zu bewirken. Wenngleich angenommen wird, daß sich die vorliegende Erfindung optimal in einem DDD- oder DDDR-Stimulationsmodus verwirklichen läßt, kann es bei manchen Patienten auch vorteilhaft sein, die Erfindung in einem VDD/VDDR- oder DVI/DVIR-Stimulationsmodus zu verwirklichen, was von dem spezifischen zugrundeliegenden Herzzustand des Patienten abhängt. Es wird davon ausgegangen, daß diese Merkmale der Erfindung am wahrscheinlichsten entweder in einem DDD- oder in einem DDDR-Schrittmacher-IPG oder einem Stimulationssystem eines ICD-IPGs, das für diese alternierenden Stimulationsmodi programmiert werden kann, implementiert werden.
Zusätzliche Zeitintervalle umfassen atriale und ventrikuläre Meßverstärker-Austastperioden nach der Abgabe eines atrialen und/oder ventrikulären Stimulationsimpulses zum Deaktivieren der atrialen und ventrikulären Verstärkererfassung des hervorgerufenen Ansprechens auf den abgegebenen Stimulationsimpuls. Zusätzlich wird eine Anzahl von Meßverstärker-Refraktärperioden bei atrialen und ventrikulären Meßereignissignalen und der Erzeugung von A-PACE- und V-PACE-Impulsen beendet, so daß "refraktäre" A-EVENT- und V-EVENT-Signale während solcher Refraktärperioden auf eine Vielzahl von Weisen selektiv ignoriert oder verwendet werden, um zeitlich überwachte Zeiträume zurückzusetzen oder zu verlängern. Atriale und ventrikuläre Refraktärperioden (ARP und VRP) werden bei einem A-EVENT- oder einem V-EVENT-Signal bzw. einer Erzeugung eines A-PACE- oder V-PAGE-Impulses eingeleitet. Die ARP erstreckt sich durch die SAV-Verzögerung oder die PAV-Verzögerung bis zu einer bestimmten Zeit nach einem V-EVENT-Signal, wodurch die SAV- oder die PAV-Verzögerung oder die Erzeugung eines V-PAGE-Impulses beim Verstreichen der SAV- oder PAV-Verzögerung beendet wird.
Zusätzlich wird eine postventrikuläre atriale Refraktärperiode (PVARP) durch einen V-PACE-Impuls oder ein V-EVENT-Signal eingeleitet, so daß angenommen wird, daß während ihres zeitlichen Überwachens erfaßte A-EVENT-Signale eine retrograde Leitung der hervorgerufenen oder spontanen ventrikulären Depolarisationswelle reflektieren und ignoriert werden und nicht verwendet werden, um ein Escapeintervall zurückzusetzen und eine SAV-Verzögerung einzuleiten. Die retrograde Leitung ist ein Zustand, in dem sich die Depolarisation der Ventrikel rückwärts in die Atrien ausbreitet, wodurch die Atrien veranlaßt werden, zu depolarisieren, wobei sich die atriale Depolarisation wiederum durch den AV-Knoten in die Ventrikel ausbreitet, wodurch das Depolarisieren der Ventrikel hervorgerufen wird. Falls eine von einer PVC ausgehende retrograde Leitung über mehrere Herzzyklen fortdauert, kann sich eine Tachykardie ergeben.
Demgemäß erfassen und stimulieren DDD- und DDDR-Schrittmachersysteme in den atrialen und ventrikulären Kammern, und die Stimulation wird, abhängig von der Erfassung natürlicher, nichtrefraktärer atrialer und ventrikulärer Depolarisationen während des V-A-Intervalls und der AV-Verzögerung, die sequentiell zeitlich festgelegt sind, entweder ausgelöst oder unterbunden, wie auf dem Fachgebiet wohlbekannt ist. Diese DDD- und DDDR-Schrittmacher-IPGs funktionieren wirksam in einem VDD-Stimulationsmodus, wenn sich die atriale Sinus-Herzfrequenz innerhalb der unteren und der oberen Frequenzgrenze ändert und diese natürlichen atrialen Depolarisationen konsistent erfaßt werden. Die folgende Beschreibung soll demgemäß die verschiedenen Typen von Doppelkammer-Schrittmachersystemen einschließen, in denen die vorliegende Erfindung sowohl in implantierbaren Schrittmachern als auch in Doppelkammer-ICDs implementiert werden kann.
Der in 3 dargestellte IPG 100 ist mit einem hermetisch gedichteten Gehäuse 118 versehen, das typischerweise aus biokompatiblem Metall, wie Titan, hergestellt ist, welches die in 4 dargestellte Doppelkammer-IPG- Schaltung 300 umschließt. Eine Verbinderblockanordnung 112 ist oben an dem Gehäuse 118 angebracht, um elektrische Verbinder entgegenzunehmen, die sich an den proximalen Verbinderenden der dargestellten bipolaren atrialen und ventrikulären Stimulationsleitungen 114 und 116 befinden.
Die bipolare atriale Stimulationsleitung 116 erstreckt sich zwischen dem mit dem IPG 100 gekoppelten proximalen Verbinder und den distalen atrialen Stimulations-/Meßelektroden 120 und 122, die sich im rechten Atrium 12 des Herzens 10 befinden, um P-Zacken zu erfassen und atriale Stimulationsimpulse an die rechten Atrien abzugeben. Die atrialen Stimulationsimpulse können zwischen den Elektroden 120 und 122 in einem bipolaren Stimulationsmodus oder zwischen der Elektrode 122 und dem Gehäuse 118 des IPGs 100 in einem unipolaren Stimulationsmodus übertragen werden. Die Erfassung von P-Zacken kann zwischen der Elektrode 120 und der Elektrode 122 in einem bipolaren Erfassungsmodus oder zwischen der Elektrode 120 bzw. der Elektrode 122 und dem Gehäuse 118 des IPGs 100 in einem unipolaren atrialen Erfassungsmodus geschehen.
Ähnlich erstreckt sich die bipolare ventrikuläre Stimulationsleitung 114 zwischen ihrem mit dem IPG 100 gekoppelten proximalen Verbinder und den distalen ventrikulären Stimulations-/Meßelektroden 128 und 130, die sich im rechten Ventrikel 16 des Herzens 10 befinden, um R-Zacken zu erfassen und ventrikuläre Stimulationsimpulse an die Ventrikel abzugeben. Ventrikuläre Stimulationsimpulse können zwischen den Elektroden 128 und 130 in einem bipolaren Stimulationsmodus oder zwischen der Elektrode 130 und dem Gehäuse 118 des IPGs 100 in einem unipolaren Stimulationsmodus übertragen werden. Das Erfassen von R- Zacken kann in einem bipolaren Erfassungsmodus zwischen den Elektroden 128 und 130 oder in einem unipolaren ventrikulären Erfassungsmodus zwischen der Elektrode 128 oder der Elektrode 130 und dem Gehäuse 118 des IPGs 100 geschehen.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung weist der IPG 100 oder eine der Leitungen 114 und 116 einen oder mehrere physiologische Sensoren auf, die zum Ableiten eines physiologischen RCP-Signals verwendet werden, das sich auf den Herzleistungsbedarf bezieht. Die Verwendung physiologischer Sensoren zum Bereitstellen einer Änderung der Stimulationsfrequenz ansprechend auf erfaßte physiologische Parameter, wie die körperliche Aktivität, die Sauerstoffsättigung, der Blutdruck und die Atmung, ist allgemein üblich geworden. In den auf den Erwerber der vorliegenden Anmeldung übertragenen US-Patenten US-A-4 428 378 und US-A-4 890 617 sind Aktivitätssensoren offenbart, welche verwendet werden, um Stimulations-Escapeintervalle bei Einzel- und Doppelkammer-Schrittmacher-IPGs ansprechend auf die erfaßte körperliche Aktivität zu ändern. Ähnlich werden die SAV- und PAV-Verzögerungen ansprechend auf die Herzfrequenz und/oder die Sensoreingabe geändert. Wie nachstehend weiter beschrieben wird, kann die TA-AV-Verzögerung auch während der TA-Periode aus 2A als Funktion der von RCP abgeleiteten physiologischen Stimulationsfrequenz geändert werden. Ein solcher Aktivitätssensor 316 ist mit der Innenfläche des IPG-Gehäuses 118 gekoppelt und kann die Form eines piezoelektrischen Kristallwandlers aufweisen, wie auf dem Fachgebiet wohlbekannt ist.
Die bevorzugte Ausführungsform des IPGs 100 arbeitet vorzugsweise in einem vorstehend beschriebenen DDD- oder DDDR-Stimulationsmodus, wobei Stimulationsimpulse in AV- Synchronität sowohl an das rechte Atrium 12 als auch an den rechten Ventrikel 16 abgegeben werden. Erfaßte atriale und ventrikuläre Depolarisationen bewirken beide das Unterbinden der Abgabe des nächsten geplanten Stimulationsimpulses in der Kammer, in der sie erfaßt werden oder in einem verwandten Modus, in dem die AV-Verzögerung verwendet wird, einschließlich der verwandten Modi VDD, DDI, DVI, DVIR und DDIR.
Typischerweise liegt die AV-Verzögerung bei solchen DDD- und DDDR-Schrittmachern entweder fest oder ändert sich mit der vorherrschenden natürlichen atrialen Frequenz, gemessen als ein A-A-Intervall, oder als ein vom physiologischen Sensor abgeleitetes atriales Escapeintervall, das der vom Sensor abgeleiteten atrialen Stimulationsfrequenz entspricht. Wie in 2A dargestellt ist, werden die gemeinsame AV-Verzögerung oder eine oder beide von der SAV-Verzögerung und der PAV-Verzögerung von einem anfänglichen Implantationszeitintervall zu einem abschließenden Zeitintervall, das verhältnismäßig kurz ist, dekrementiert.
Vorzugsweise wird während der TA-Periode die tatsächliche TA-AV-Verzögerung in physiologischer Weise durch die gleichen Eingaben (A-A-Intervall und/oder Sensoreingabe) wie im "normalen" DDDR-Modus während des TA-Zeitraums beeinflußt. Mit anderen Worten kann, während die TA-AV-Verzögerung, wie in 2A dargestellt ist, während der TA-Periode zur endgültigen 100-ms-AV-Verzögerung zunehmend verkürzt wird, die vorherrschende TA-AV-Verzögerung an jedem Punkt während der TA-Periode ansprechend auf einen frequenzadaptierenden Algorithmus, der auf den RCP oder eine hohe natürliche atriale Herzfrequenz anspricht, weiter verkürzt werden. Der Algorithmus zum Verkürzen der TA-AV- Verzögerung leitet eine RA-AV-(oder RA-PAV- und RA-SAV)-Verzögerung ab, die während Übungen, die den RCP beeinflussen, oder Streß, wodurch die natürliche Herzfrequenz erhöht wird, eine physiologischere AV-Verzögerung bereitstellt. Der Änderungsgrad der TA-AV-Verzögerungen ist wie bei jeder DDDR-Vorrichtung programmierbar.
Die IPG-Schaltung 300 innerhalb des IPGs 100 und die atrialen und ventrikulären Leitungen 114 und 116 sind in 4 in bezug auf das Herz 10 dargestellt. Die IPG-Schaltung 300 ist im allgemeinen in eine Mikrocomputerschaltung 302 und eine Stimulations-Ein-/Ausgabeschaltung 320 unterteilt. Die Ein-/Ausgabeschaltung 320 weist die digitale Steuer-/Zeitgeberschaltung 330, die atriale und ventrikuläre Stimulationsimpuls-Ausgabeschaltung 340 und die atriale und ventrikuläre Meßverstärkerschaltung 360 sowie eine Anzahl anderer Komponenten und Schaltungen, die nachstehend beschrieben werden, auf. Die Steuerung der Zeit- und anderen Funktionen innerhalb der Ein-/Ausgabeschaltung 320 wird durch die digitale Steuer-/Zeitgeberschaltung 330 bereitgestellt. Die digitale Steuer-/Zeitgeberschaltung 330, die unter der allgemeinen Steuerung der Mikrocomputerschaltung 302 arbeitet, weist einen Satz von Zeitgebern und zugeordneten Logikschaltungen auf, von denen bestimmte, die zur vorliegenden Erfindung gehören, dargestellt sind und nachstehend beschrieben werden.
Die atriale und ventrikuläre Stimulationsimpuls-Ausgabeschaltung 340 und die Meßverstärkerschaltung 360 enthalten Impulsgeneratoren und Meßverstärker, die beliebigen von jenen entsprechen, die gegenwärtig in im Handel vertriebenen Herzschrittmachern für die atriale und ventriku läre Stimulation und die atriale und ventrikuläre Erfassung eingesetzt werden. Die bipolaren Leitungen 114 und 116 sind mit ihren jeweiligen zugeordneten Elektrodensätzen 120, 122 bzw. 128, 130 schematisch dargestellt, wobei sie direkt mit der atrialen und ventrikulären Stimulationsimpuls-Ausgabeschaltung 340 und der Meßverstärkerschaltung 360 der Stimulationsschaltung 320 gekoppelt sind.
Die digitale Steuer-/Zeitgeberschaltung 330 steuert auch die Empfindlichkeitseinstellungen der atrialen und ventrikulären Meßverstärker 360 durch die Empfindlichkeitssteuerung 350 und überwacht ein atriales Austastsignal (A-BLANK-Signal) und ein ventrikulären Austastsignal (V-BLANK-Signal) zeitlich. Bei Nichtvorhandensein eines A-BLANK-Signals führen atriale Depolarisationen oder P-Zacken im A-SENSE-Signal, die durch den atrialen Meßverstärker erfaßt werden, zu einem A-EVENT-Signal, das zur digitalen Steuer-/Zeitgeberschaltung 330 übertragen wird. Ähnlich führen bei Abwesenheit eines V-BLANK-Signals ventrikuläre Depolarisationen oder R-Zacken im V-SENSE-Signal, die vom ventrikulären Meßverstärker erfaßt werden, zu einem V-EVENT-Signal, das zur digitalen Steuer-/Zeitgeberschaltung 330 übertragen wird. Das A-EVENT-Signal ist als ein refraktäres A-EVENT-Signal, falls es während des Ablaufs einer ARP oder einer PVARP auftritt, oder als ein nichtrefraktäres A-EVENT-Signal, falls es nach dem Ablauf dieser atrialen Refraktärperioden auftritt, gekennzeichnet. Ähnlich ist ein V-EVENT-Signal als ein refraktäres V-EVENT-Signal, falls es während des Ablaufs einer VRP auftritt, oder als ein nichtrefraktäres V-EVENT-Signal, falls es nach dem Ablauf dieser ventrikulären Refraktärperiode auftritt, gekennzeichnet. Refraktäre A-EVENT-Signale und V-EVENT-Signale werden typischerweise für die Zwecke des Zurücksetzens zeitlich überwachter AV-Verzögerungen und V-A-Intervalle ignoriert, wenngleich diagnostische Daten gesammelt werden können, die sich auf ihr Auftreten beziehen.
Die digitale Steuer-/Zeitgeberschaltung 330 ist auch mit anderen Schaltungen der Ein-/Ausgabeschaltung 320 oder anderen Komponenten der IPG-Schaltung 300 verbunden. Die Kristalloszillatorschaltung 338 liefert den grundlegenden Zeittakt, und die Batterie 318 liefert Leistung für die Stimulationsschaltung 320 und die Mikrocomputerschaltung 302. Die Einschalt-Rücksetzschaltung 336 reagiert auf das anfängliche Verbinden der Schaltung mit der Batterie 318 zum Festlegen eines anfänglichen Betriebszustands und setzt den Betriebszustand der IPG-Schaltung 300 ähnlich ansprechend auf die Erfassung eines Batterieschwächezustands zurück. Die Referenzmodusschaltung 326 erzeugt eine stabile Spannungsreferenz und stabile Ströme für die Analogschaltungen innerhalb der Stimulationsschaltung 320. Die ADC-(Analog-Digital-Wandler)- und Multiplexerschaltung 328 digitalisiert analoge Signale und Spannungen zum Bereitstellen einer Echtzeittelemetrie von Herzsignalen von Meßverstärkern 360 zur Aufwärtsübertragung über die RF-Sender- und Empfängerschaltung 332. Die Spannungsreferenz- und Vorspannungsschaltung 326, der ADC und Multiplexer 328, die Einschalt-Rücksetzschaltung 336 und die Kristalloszillatorschaltung 338 können beliebigen von jenen entsprechen, die gegenwärtig bei im Handel vertriebenen implantierbaren Herzschrittmachern verwendet werden.
Die Datenübertragung zu oder von einer externen Programmiereinrichtung (nicht dargestellt) wird durch die Telemetrieantenne 334 und einen zugeordneten RF-Sender und Empfänger 332, der dazu dient, empfangene Abwärtstelemetrie zu demodulieren und Aufwärtstelemetrie zu senden, erreicht. Aufwärtstelemetriefähigkeiten umfassen typischerweise die Fähigkeit zum Senden gespeicherter digitaler Informationen, beispielsweise von Betriebsmodi und Parametern, EGM-Histogrammen und anderen Ereignissen sowie von Echtzeit-EGMs der atrialen und/oder ventrikulären elektrischen Aktivität und von Markerkanalimpulsen, welche das Auftreten erfaßter und stimulierter Depolarisationen im Atrium und im Ventrikel angeben, wie auf dem Gebiet der Schrittmacher wohlbekannt ist. Das Telemetrietransceiversystem, das im auf den Erwerber der vorliegenden Anmeldung übertragenen US-Patent US-A-5 354 319 offenbart ist, kann zum Bereitstellen der Aufwärts- und Abwärtstelemetrie von der implantierten medizinischen Vorrichtung und zu dieser bei der Verwirklichung der vorliegenden Erfindung eingesetzt werden.
Der Aktivitätssensor 316, der mit dem Gehäuse 118 des implantierbaren Impulsgenerators gekoppelt ist, erzeugt ansprechend auf bestimmte Aktivitäten des Patienten, beispielsweise ein Gehen, ein Ausgangssignal, das verarbeitet und als RCP verwendet wird. Falls der IPG-Betriebsmodus als ein frequenzadaptierender Modus programmiert wird, wird das in der Patientenaktivitätsschaltung (PAS) 322 entwickelte Patientenaktivitätsniveau überwacht und ein sensorabgeleitetes V-A-Intervall proportional dazu abgeleitet. Eine zeitlich festgelegte Unterbrechung, die beispielsweise alle zwei Sekunden auftritt, kann bereitgestellt werden, um zu ermöglichen, daß der Mikroprozessor 304 die Ausgabe der Aktivitätsschaltung PAS 322 analysiert und das grundlegende V-A-(oder A-A oder V-V)-Escapeintervall aktualisiert, das verwendet wird, um den Stimulationszyklus festzulegen und andere Zeitintervalle einzustellen, wie nachstehend beschrieben wird.
Der Mikrocomputer 302 enthält einen Mikroprozessor 304 und einen zugeordneten Systemtaktgeber 308 und im Prozessor vorhandene RAM- bzw. ROM-Chips 310 und 312. Zusätzlich weist die Mikrocomputerschaltung 302 einen getrennten RAM/ROM-Chip 314 auf, um Firmware und zusätzliche RAM-Speicherkapazität bereitzustellen. Der Mikroprozessor 304 ist unterbrechungsgesteuert, wobei er normalerweise in einem Modus mit reduzierter Leistungsaufnahme arbeitet und ansprechend auf definierte Unterbrechungsereignisse aufgeweckt wird, welche die A-TRIG-, V-TRIG-, A-EVENT- und V-EVENT-Signale einschließen können.
Der Mikrocomputer 302 steuert die Betriebsfunktionen der digitalen Steuer-/Zeitgeberschaltung 324, wobei er über den Daten- und Steuerbus 306 spezifiziert, welche Zeitintervalle in einem programmierten Stimulationsmodus verwendet werden. Die spezifischen Werte der durch die digitale Steuer-/Zeitgeberschaltung 330 zeitlich festgelegten Intervalle werden von der Mikrocomputerschaltung 302 durch den Daten- und Steuerbus 306 anhand einprogrammierter Parameterwerte gesteuert. Der Mikrocomputer 302 berechnet auch eine Anzahl von Intervallen, einschließlich des V-A-Intervalls, der AV-Verzögerung und von ARP, PVARP und VRP als Funktion des RCPs oder der natürlichen atrialen Herzfrequenz. Während der TA-Periode kann die TA-AV-Verzögerung auch als Funktion des RCPs oder der natürlichen atrialen Herzfrequenz verkürzt werden.
Die dargestellten Zähler und Zeitgeber innerhalb der digitalen Steuer-/Zeitgeberschaltung 330 umfassen einen Echtzeit-Zähler/Zeitgeber 366, der verwendet wird, um die TA-Periode zeitlich zu überwachen und einen Zählwert der TA-AV-Verzögerungseinstellungen aufrechtzuerhalten, so daß die TA-AV- oder die TA-PAV- und/oder die TA-SAV-Verzögerung bei bestimmten Zeitinkrementen und Zählwerten periodisch eingestellt werden können. Die digitale Steuer-/Zeitgeberschaltung 330 beinhaltet auch natürliche Intervallzeitgeber 368 zum zeitlichen Festlegen der durchschnittlichen natürlichen A-A- und V-V-Intervalle anhand A-EVENT-Signalen und V-EVENT-Signalen, Escapeintervall-Zeitgeber 370 zum zeitlichen Festlegen von A-A-, V-A- und/oder V-V-Stimulations-Escapeintervallen und einen AV-Verzögerungszeitgeber 372 zum zeitlichen Festlegen der SAV-Verzögerung anhand eines vorhergehenden A-EVENT-Signals oder der PAV-Verzögerung anhand eines vorhergehenden A-TRIG-Signals oder einer gemeinsamen AV-Verzögerung. Die digitale Steuer-/Zeitgeberschaltung 330 beinhaltet auch Nachereignis-Intervallzeitgeber 374 zum zeitlichen Festlegen der Nachereignis-Zeitintervalle, einschließlich der A-BLANK-, V-BLANK-, ARP-, PVARP- und VRP-Intervalle. Schließlich beinhaltet die digitale Steuer-/Zeitgeberschaltung 330 auch eine TA-AV-Berechnungseinrichtung 376 zum Berechnen der TA-AV-Verzögerung (oder der TA-SAV-Verzögerung und/oder der TA-PAV-Verzögerung), die vom AV-Intervallzeitgeber 372 verwendet wird, als Funktion des Steueralgorithmus und der Echtzeit oder des Zählwerts, der vom Echtzeit-Zeitgeber/Zähler 366 bereitgestellt wird. Die digitale Steuer-/Zeitgeberschaltung 330 leitet diese von der Mikrocomputerschaltung 302 berechneten Intervalle ein und überwacht sie zeitlich, um die vorstehend beschrieben Operationen der atrialen und ventrikulären Meßverstärker in der Meßverstärkerschaltung 360 und der atrialen und ventrikulären Stimulationsimpulsgeneratoren in der Ausgangsverstärkerschaltung 340 zu steuern.
Zum Auslösen der Erzeugung eines V-PAGE-Impulses erzeugt die digitale Steuer-/Zeitgeberschaltung 330 am Ende einer vom AV-Verzögerungszeitgeber 372 bereitgestellten PAV- oder SAV-Verzögerung ein V-TRIG-Signal. Ähnlich erzeugt die digitale Steuer-/Zeitgeberschaltung 330 zum Auslösen einer atrialen Stimulation oder eines A-PACE-Impulses bei der Beendigung des von Escapeintervall-Zeitgebern 370 zeitlich überwachten V-A-Intervalls ein A-TRIG-Signal. Typischerweise überwacht die digitale Steuer-/Zeitgeberschaltung 330 auch zugeordnete Intervalle, wie das A-BLANK-Intervall, das der Abgabe eines A-TRIG-Impulses oder eines V-TRIG-Impulses folgt, während dessen die atriale Erfassung deaktiviert ist, sowie das V-BLANK-Intervall, das einem atrialen V-TRIG-Impuls folgt, während dessen die ventrikuläre Erfassung deaktiviert ist, zeitlich.
Die Nachereignis-Intervallzeitgeber 374 legen die ARP anhand eines A-TRIG-Impulses oder eines A-EVENT-Signals, während dessen ein erfaßtes A-EVENT-Signal ignoriert wird, um das V-A-Intervall zurückzusetzen, zeitlich fest. Die ARP erstreckt sich vom Beginn der SAV- oder PAV-Verzögerung nach entweder einem A-EVENT-Signal oder einem A-TRIG-Signal bis zu einer vorgegebenen Zeit nach einem V-EVENT-Signal oder einem V-TRIG-Signal. Die Nachereignis-Intervallzeitgeber 374 legen auch die PVARP anhand eines V-TRIG-Impulses oder eines V-EVENT-Signals, während dessen ein erfaßtes A-EVENT-Signal auch ignoriert wird, um das V-A-Intervall zurückzusetzen, zeitlich fest. Die VRP wird auch nach einem V-EVENT-Signal oder einem V-TRIG-Signal durch die Nachereignis-Intervallzeitgeber 374 zeitlich überwacht, so daß ein dicht nachfolgendes V-EVENT-Signal ignoriert wird, um das V-A-Intervall neu auszulösen.
Die Basis-ARP, PVARP und VRP, die bei der niedrigeren Frequenz von beispielsweise 60 – 70 bpm vorherrschen, sind entweder Standard-Parameterwerte oder programmierte Parameterwerte, die im Mikrocomputer 302 gespeichert sind. Diese Refraktärperioden-Parameterwerte können für den vollen Betriebsbereich von Stimulationsfrequenzen zwischen der unteren Frequenz und der URL, die beispielsweise 120 bpm betragen kann, festgelegt sein, oder sie können programmiert werden, so daß sie dem Algorithmus zum automatischen Verkürzen der Dauer folgen, wenn die stimulierte oder natürliche Herzfrequenz zunimmt, um zu gewährleisten, daß die langen Refraktärperioden während der sich verkürzenden Escapeintervalle keinen Verlust der Erfassung gültiger natürlicher P- und R-Zacken hervorrufen.
Die erläuterte IPG-Schaltung 300 aus 4 dient lediglich als Beispiel und entspricht der allgemeinen Funktionsorganisation der meisten mehrfachprogrammierbaren mikroprozessorgesteuerten DDD- und DDDR-Herzschrittmacher-IPGs, die gegenwärtig im Handel erhältlich sind. Es wird angenommen, daß sich die vorliegende Erfindung am einfachsten in Zusammenhang mit einem solchen IPG verwirklichen läßt und daß die vorliegende Erfindung daher leicht unter Verwendung der Grundhardware bestehender mikroprozessorgesteuerter Doppelkammer-Schrittmacher, die gegenwärtig erhältlich sind, verwirklicht werden kann, wobei die Erfindung in erster Linie durch Modifikationen an der im ROM 310 der Mikrocomputerschaltung 302 gespeicherten Software implementiert wird. Die vorliegende Erfindung kann jedoch auch durch eine beliebige Kombination von Hardware und Software oder durch eine vollständig kundenspezifische integrierte Schaltung, beispielsweise eine Schaltung, die die Form einer Zustandsmaschine annimmt, wobei ein Zustandszähler dazu dient, eine Rechen- und Logikeinheit so zu steuern, daß sie Berechnungen nach einer vorgeschriebenen Folge vom Zähler gesteuerter Schritte ausführt, nutzbringend angewendet werden. Die vorliegende Erfindung sollte dabei nicht als auf einen Schrittmacher-IPG oder ein Stimulationssystem eines ICDs mit einer in 4 dargestellten Architektur beschränkt angesehen werden, und es wird angenommen, daß eine Schaltungsarchitektur, wie sie in 4 dargestellt ist, keine Vorbedingung dafür ist, die Vorteile der vorliegenden Erfindung zu nutzen.
5 ist ein Funktionsflußdiagramm des Gesamt-Stimulationszyklus-Zeitbetriebs des in 4 dargestellten DDDR-Schrittmacher-IPGs im DDD- oder im DDDR-Stimulationsmodus. In dem Flußdiagramm aus 5 wird angenommen, daß das A-A- oder das V-V-Escapeintervall, die Herzzyklus-Zeitsteuerung des IPGs, von einer programmierten unteren Frequenzgrenze bis zu einer programmierten oberen Frequenzgrenze (URL) reicht und auf der Definition eines V-A-Intervalls und einer AV-Verzögerung, insbesondere entweder der SAV- oder der PAV-Verzögerung, beruht. Die Operationen des Flußdiagramms können auch beliebige der Modusumschalt- und Sinuspräferenzalgorithmen aus dem vorstehend beschriebenen Stand der Technik zum Schalten zwischen der Verwendung der vom Sensor abgeleiteten Escapeintervalle oder der von der atrialen Frequenz abgeleiteten Escapeintervalle aufweisen. Die in 5 dargestellten Schritte zeigen die primären Zeitfunktionen und Aktionen der IPG-Schaltung 300, welche fortgesetzt zyklisch umlaufen. Wenngleich der Algorithmus spezifisch implementiert ist, ist zu verstehen, daß er den TA-AV-Verzögerungsfestlegealgorithmus aufweist, wie nach stehend beschrieben wird. Während der in 2A dargestellten Nachimplantations-TA-Periode wird die geeignete TA-AV-Verzögerung in den Schritten S116 und S122 berechnet, wie weiter anhand der 6A und 6B beschrieben wird, und bei dem in 5 dargestellten Betriebsalgorithmus verwendet.
In Schritt S100 wird das in Schritt S112 zeitlich überwachte V-A-Intervall ansprechend auf ein nichtrefraktäres A-EVENT-Signal in Schritt S118 oder ein A-TRIG-Signal in Schritt S116 zurückgesetzt, und es wird mit der zeitlichen Festlegung der aktuellen PAV- oder SAV-Verzögerung begonnen. In dem Flußdiagramm aus 5 wird angenommen, daß die grundlegende Zeitsteuerung des Stimulationssystems auf der Definition eines atrialen Escapeintervalls (A-A-Escapeintervalls oder V-A-Escapeintervalls) beruht, das im DDD-Modus festliegen kann oder sich als Funktion des RCPs ändern kann. Dieses A-A-Escapeintervall, die postatrialen Zeiträume und die aktuelle SAV-Verzögerung oder PAV-Verzögerung werden in Schritt S100 infolge eines in Schritt S118 erfaßten A-EVENT-Signals bzw. eines in Schritt S114 abgegebenen A-PACE-Signals neu eingeleitet, welche das in Schritt S106 zeitlich überwachte V-A-Escapeintervall beenden. Während des Schritts S102 wartet das System auf das zeitliche Überwachen der aktuellen AV-Verzögerung (die eine TA-AV-Verzögerung während der TA-Periode sein kann) oder ein nichtrefraktäres V-EVENT-Signal in Schritt S104. Das zeitliche Überwachen der AV-Verzögerung in Schritt S102 wird beendet, falls in Schritt S104 ein nichtrefraktäres V-EVENT-Signal erfaßt wird. In Schritt S106 wird am Ende der AV-Verzögerung ein V-TRIG-Signal erzeugt und das V-PACE-Signal abgegeben, falls in Schritt S104 vor dem Ausmessen von AV in Schritt S102 kein nichtrefraktäres V-EVENT-Signal auftritt.
Ein V-A-Escapeintervall wird in Schritt S106, das in Schritt S100 eingeleitete A-A-Escapeintervall ersetzend, eingeleitet, wenn entweder ein V-TRIG-Signal oder ein V-EVENT-Signal auftritt. Die postventrikulären Zeiträume, beispielsweise PVARP, PVABP, VRP, VBP, URI, werden in Schritt S110 ansprechend entweder auf das zeitliche Überwachen der AV-Verzögerung oder das Erfassen des V-EVENT-Signals in Schritt S104 eingeleitet. Das in Schritt S106 eingeleitete V-A-Escapeintervall oder das in Schritt S100 festgelegte A-A-Escapeintervall werden in Schritt S112 weiter zeitlich überwacht, und die atrialen und ventrikulären Meßverstärker werden aktiviert, um A-SENSE- und V-SENSE-Depolarisationswellen nach dem zeitlichen Überwachen von PVABP bzw. VBP zu erfassen.
Das A-TRIG-Signal wird durch die digitale Steuer-/Zeitgeberschaltung 330 erzeugt, um die Abgabe eines A-PACE-Signals auszulösen, falls das A-A- oder das V-A-Escapeintervall zeitlich überwacht wird, wie in Schritt S112 bestimmt wird, ohne daß ein nichtrefraktäres A-EVENT-Signal oder V-EVENT-Signal durch die atrialen oder ventrikulären Meßverstärker ausgegeben wird. Wenn ein A-PACE-Impuls in Schritt S114 abgegeben wird, wird die nächstfolgende AV-Verzögerung in Schritt S116 gleich PAV definiert, und das A-A-Escapeintervall und die PAV-Verzögerung werden in Schritt S100 wieder eingeleitet, um mit dem nächsten Stimulationszyklus zu beginnen.
Das in Schritt S106 eingeleitete V-A-Escapeintervall oder das A-A-Escapeintervall, das in Schritt S100 noch zeitlich überwacht wird, kann in Schritt S112 zeitlich überwacht werden, wie vorstehend beschrieben wurde, oder durch ein vom atrialen bzw. ventrikulären Meßverstärker vor der Zeitüberwachung ausgegebenes nichtrefraktäres A-EVENT-Signal oder V-EVENT-Signal beendet werden, wie in Schritt S118 bzw. S120 bestimmt wurde. Falls ein A-EVENT-Signal vom atrialen Meßverstärker in Schritt S118 vor dem Ablauf des A-A-Escapeintervalls oder des V-A-Escapeintervalls bereitgestellt wird, wird in Schritt S122 die nachfolgende AV-Verzögerung gleich SAV definiert, und das A-A-Escapeintervall und die SAV-Verzögerung werden in Schritt S100 wieder eingeleitet. Das V-A-Escapeintervall wird in Schritt S106 wieder eingeleitet, und die Schritte S110 – S122 werden wiederholt, falls ein nichtrefraktäres V-EVENT-Signal (vermutlich ein PVC-Signal) in Schritt S120 vor dem Ablaufen des Escapeintervalls erfaßt wird.
Die 6A und 6B zeigen die Schritte S116 und S122 in größeren Einzelheiten, wobei darin insbesondere die periodische Neuberechnung der TA-PAV-Verzögerung und der TA-SAV-Verzögerung in den Schritten S206 – S210 dargestellt ist, wenn in Schritt S200 bestimmt wird, daß die Funktion durch Programmieren eingeschaltet ist und in Schritt S202 bestimmt wird, daß die Nachimplantations-TA-Periode nicht verstrichen ist, und es wird andernfalls in Schritt S204 eine Neuberechnung ermöglicht. Die programmierte feste PAV-Verzögerung und SAV-Verzögerung (beispielsweise die in 2 dargestellte 100-ms-Verzögerung) aus Schritt S202 werden in Schritt S100 verwendet, wenn diese Bedingungen nicht erfüllt sind und eine frequenzadaptierende Funktion (RR) nicht durch Programmieren eingeschaltet ist.
Wenn diese Bedingungen aus den Schritten S200 – S204 erfüllt sind, geschieht die Neuberechnung der TA-PAV-Ver zögerung und der TA-SAV-Verzögerung entweder jedesmal, wenn das Programm zyklisch zu den Schritten S116 und S122 geht, oder einmal alle N Male, zu denen das Programm zyklisch zu den Schritten S116 und S122 geht. Alternativ geschieht die Neuberechnung der TA-PAV-Verzögerung und der TA-SAV-Verzögerung nur einmal je Stunde oder eine Anzahl von Stunden oder einmal am Tag oder eine Anzahl von Tagen oder nach einem beliebigen periodischen Plan, der als eine Neuberechnungszeit programmiert werden kann. Die Neuberechnung findet statt, wenn die programmierte Neuberechnungszeit und/oder der programmierte Zählwert gegeben ist, wie in Schritt S206 bestimmt wurde. Die letzte berechnete TA-PAV-Verzögerung und TA-SAV-Verzögerung wird in Schritt S210 in einem Register gehalten und in den Schritten S114 bzw. S122 verwendet, falls andere Bedingungen der Schritte S216 – S224 aus 6B erfüllt sind, bis sie neuberechnet werden.
In Schritt S208 wird ein TA-Faktor bestimmt und ein Zählwert der TA-AV-Dekrementzyklen inkrementiert. Beispielsweise wird ein Dekrementschritt in Schritt S206 als geeignet bestimmt, wenn die Neuberechnungszeit auftritt und ein TA-Faktor, der von Null verschieden ist, in Schritt S208 berechnet wird. Der TA-Faktor kann direkt auf die Anzahl der TA-Einstellungen, die vorgenommen wurden, oder die tatsächlich verstrichene Nachimplantationszeit bezogen werden. Der TA-Faktor kann eine lineare oder nichtlineare Funktion der Differenz zwischen der anfänglich programmierten Implantations-AV-, PAV- und SAV-Verzögerung (in dem Beispiel aus 2A 225 ms) und der chronischen AV-, PAV- und SAV-Verzögerung (in dem Beispiel aus 2A 100 ms) und der Anzahl der Neuberechnungen, die über den Nachimplantationszeitraum oder die verstrichene Zeit des Nachimplantationszeitraums vorzunehmen sind, sein.
Der berechnete TA-Faktor wird in Schritt S210 von der anfänglich programmierten AV-, PAV- und SAV-Verzögerung (oder der zuletzt berechneten TA-AV-Verzögerung) subtrahiert, um die neuberechnete TA-AV-Verzögerung abzuleiten, die festgehalten wird, bis sie wieder neuberechnet wird. Die neuberechnete TA-AV-Verzögerung wird in Schritt S212 mit der festen oder chronischen AV-Verzögerung verglichen, und die neuberechnete TA-AV-Verzögerung wird Schritt S216 zugeführt, solange sie kürzer ist als die feste oder chronische AV-Verzögerung. Auf diese Weise wird die TA-AV-Verzögerung in Dekrementschritten über den Nachimplantations-TA-Zeitraum linear oder nichtlinear von der anfänglichen AV-Verzögerung bis zur chronischen AV-Verzögerung dekrementiert.
Wie in Schritt S218 dargelegt ist, wird die PAV-Verzögerung in Schritt S116 als die neuberechnete TA-PAV-Verzögerung neuberechnet und in Schritt S122 auf die neuberechnete TA-SAV-Verzögerung gelegt, solange nicht in Schritt S216 bestimmt wird, daß ein RR-Modus durch Programmieren eingeschaltet ist. Falls ein RR-Modus durch Programmieren eingeschaltet wird, wird ein RR-AV-Verzögerungsdekrement in Schritt S220 als Funktion des RCPs oder der natürlichen atrialen Herzfrequenz berechnet. Meistens ist es nicht erforderlich, die Stimulationsfrequenz zu erhöhen, um die Herzleistung zu vergrößern, und das berechnete RR-AV-Verzögerungsdekrement ist null. Das RR-AV-Verzögerungsdekrement wird nur dann größer als null, wenn der RCP oder eine erhöhte natürliche atriale Herzfrequenz den Bedarf an einer erhöhten Stimulationsfrequenz und einer erhöhten Herzleistung anzeigt. Die TA-PAV- und TA-SAV-Verzögerungen werden in Schritt S222 um das RR-AV-Verzögerungsdekrement dekrementiert, wenn Bedingungen vorhanden sind, unter denen eine erhöhte Herzleistung erforderlich ist, um jeweilige RA-PAV- und RA-SAV-Verzögerungen abzuleiten, die in Schritt S116 bzw. S122 gemäß Schritt S224 verwendet werden. Wenn die RR-AV-Verzögerungsdekremente null übersteigen, bewirken sie ein vorübergehendes Abnehmen der TA-PAV- und TA-SAV-Verzögerungen, wie beispielsweise in 2B dargestellt ist.
Ein ähnlicher Prozeß findet statt, um die in den Schritten S114 und S122 verwendeten PAV- und SAV-Verzögerungen zu bestimmen, falls die Bedingungen aus Schritt S200 oder S202 oder S212 nicht erfüllt sind. Es werden entweder eine RR-veränderliche PAV-Verzögerung und eine RR-veränderliche SAV-Verzögerung oder die programmierte chronische PAV-Verzögerung und die programmierte chronische SAV-Verzögerung verwendet, wie in den Schritten S226 – S232 bestimmt wird.

Claims

Doppelkammer-Schrittmachersystem, das für die Stimulation des Herzens eines Patienten während eines zeitadaptierenden Nachimplantationszeitraums angepaßt ist, mit: Mitteln zum zeitlichen Festlegen eines atrialen Stimulations-Escapeintervalls, Mitteln zum Erzeugen eines atrialen Stimulationsimpulses und zum Abgeben von diesem an die Atrien des Herzens des Patienten beim Ablaufen des atrialen Escapeintervalls, Mitteln zum zeitlichen Festlegen einer Stimulations-AV-(PAV)-Verzögerung anhand des Ablaufens des atrialen Escapeintervalls, Mitteln zum Erfassen eines atrialen Signals von den Atrien des Herzens des Patienten und zum Bereitstellen eines A-EVENT-Signals, Mitteln zum zeitlichen Festlegen einer Erfassungs-AV-(SAV)-Verzögerung anhand eines A-EVENT-Signals, Mitteln zum Erfassen ventrikulärer Signale von den Ventrikeln des Herzens des Patienten und zum Bereitstellen eines V-EVENT-Signals, Mitteln zum Erzeugen ventrikulärer Stimulationsimpulse und zum Abgeben von diesen an die Ventrikel des Herzens des Patienten beim Ablauf der SAV- oder PAV-Verzögerung, Mitteln zum Legen einer oder beider der SAV- und der PAV-Verzögerungen zu einer Zeit, die in Beziehung zur Implantationszeit des Doppelkammer-Schrittmachersystems in dem Patienten steht, auf eine der anfänglichen SAV- und PAV-Verzögerungen, gekennzeichnet durch Mittel zum Bereitstellen einer oder beider der zeitadaptierenden SAV-Verzögerung und der zeitadaptierenden PAV-Verzögerung während eines zeitadaptierenden Nachimplantationszeitraums, wodurch allmählich die anfängliche der SAV-Verzögerung und der PAV-Verzögerung zu einer chronischen SAV- und PAV-Verzögerung am Ende des zeitadaptierenden Nachimplantationszeitraums geändert wird.
Doppelkammer-Schrittmachersystem nach Anspruch 1, wobei die anfängliche SAV-Verzögerung und PAV-Verzögerung längere Zeitintervalle sind als die Zeitintervalle der chronischen SAV-Verzögerung und PAV-Verzögerung.
Doppelkammer-Schrittmachersystem nach Anspruch 2, wobei die Mittel, die die zeitadaptierende SAV-Verzögerung und/oder PAV-Verzögerung bereitstellen, diese zeitadaptierende SAV-Verzögerung und PAV-Verzögerung bereitstellen, die in ihrem Zeitintervall von der anfänglichen SAV-Verzögerung und PAV-Verzögerung zur chronischen SAV-Verzögerung und PAV-Verzögerung in Dekrementschritten über den zeitadaptierenden Nachimplantationszeitraum dekrementiert werden.
Doppelkammer-Schrittmachersystem nach Anspruch 2, wobei die Mittel, die die zeitadaptierende SAV-Verzögerung und/oder PAV-Verzögerung bereitstellen, diese zeitadaptierende SAV-Verzögerung und PAV-Verzögerung bereitstellen, die in ihrem Zeitintervall von der anfänglichen SAV-Verzögerung und PAV-Verzögerung zur chronischen SAV-Verzögerung und PAV-Verzögerung in Dekrementschritten über den zeitadaptierenden Nachimplantationszeitraum linear dekrementiert werden.
Doppelkammer-Schrittmachersystem nach Anspruch 2, wobei die Mittel, die die zeitadaptierende SAV-Verzögerung und/oder PAV-Verzögerung bereitstellen, diese zeitadaptierende SAV-Verzögerung und PAV-Verzögerung bereitstellen, die in ihrem Zeitintervall von der anfänglichen SAV-Verzögerung und PAV-Verzögerung zur chronischen SAV-Verzögerung und PAV-Verzögerung in Dekrementschritten über den zeitadaptierenden Nachimplantationszeitraum nichtlinear dekrementiert werden.
Doppelkammer-Schrittmachersystem nach einem der vorstehenden Ansprüche, das insbesondere für die Stimulation des CHF/DCM aufweisenden Herzens eines Patienten angepaßt ist, mit Mitteln zum Legen der anfänglichen SAV-Verzögerung und PAV-Verzögerung auf ein natürliches bzw. immanentes SAV-Verzögerungs- und PAV-Verzögerungs-Zeitintervall, das beim Herzen des Patienten auftritt, und zum Legen der chronischen SAV-Verzögerung und PAV-Verzögerung auf ein therapeutisches SAV-Verzögerungs- und PAV-Verzögerungs-Zeitintervall, das kürzer ist als das natürliche bzw. immanente SAV-Verzögerungs- und PAV-Verzögerungs-Zeitintervall, um die Symptome des CHF/DCM aufweisenden Herzens zu mildern.
Doppelkammer-Schrittmachersystem nach einem der vorstehenden Ansprüche, weiter mit: Mitteln zum Ableiten eines Maßes für den Herzleistungsbedarf des Patienten und Mitteln zum Ändern der zeitadaptierenden SAV-Verzögerung und PAV-Verzögerung als Funktion des abgeleiteten Maßes des Herzleistungsbedarfs während des zeitadaptierenden Nachimplantationszeitraums.