DE60028923T2

DE60028923T2 - Entflimmerung oder kardioversion mit einer in der frequenzebene optimierten wellenform

Info

Publication number: DE60028923T2
Application number: DE60028923T
Authority: DE
Inventors: Cardio. Surgery Wayne C. Uni. Missouri Columbia MCDANIEL
Original assignee: University of Missouri Columbia; University of Missouri St Louis
Current assignee: University of Missouri Columbia; University of Missouri St Louis
Priority date: 1999-09-24
Filing date: 2000-09-25
Publication date: 2006-11-09
Anticipated expiration: 2020-09-26
Also published as: WO2001021255A1; EP1133334A1; AU7985400A; EP1133334B1; WO2001021255A9; DE60028923D1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Als über die ersten Entflimmerungen mit internen und externen Elektroden beim Tier und beim Menschen berichtet wurde, war die benutzte elektrische Wellenform eine sinusförmige Wellenform mit 60 Perioden/Sekunde (Hz). Dieser elektrische Schock wurde erreicht durch Änderung der verfügbaren Spannung, typischerweise 110 V(effektiv), etwa durch Herauftransformieren oder Herabtransformieren der Spannung. Die Dauer war etwa in dem Bereich von 100 bis 150 Millisekunden (ms). Nachteile dieser Verfahrensweise waren: Der Defibrillator war sehr groß und nicht leicht transportabel; der Defibrillator musste in die Wand eingesteckt werden, und die Patienten mussten daher im Krankenhaus sein; und während des Schocks erfolgte eine große Stromentnahme, die Sicherungen durchbrennen ließ und andere Lampen in dem Stromkreis dämpfte.
In den 1960er Jahren entwickelten Edmark und Lown unabhängig neue Wellenformen zur Entflimmerung, die als RLC-Wellenformen bezeichnet werden. Diese Wellenformen werden mit einer Schaltung erzeugt, die eine Kapazität (C) eine Induktivität (L) und einen Widerstand (R) enthält. Vorteile bei dem Einsatz dieser Wellenform sind: Der Defibrillator war klein und transportabel; er konnte durch eine Batterie betrieben und außerhalb des Krankenhauses benutzt werden; und er zog keine riesigen Strommengen. Diese Wellenformen wurden schnell der Standard für transthorakale Entflimmerung und sind noch heute der Industriestandard für transthorakale Entflimmerung.
Als in den 1970er Jahren der implantierbare Kardioverter/Defibrillator (ICD) entwickelt wurde [Schuder et al, Trans ASAIO, 16:207–12], war die Wellenform der Wahl die monophasige gestutzte exponentielle Wellenform (MTE), da diese ohne eine Induktivität erzeugt werden konnte (die nicht für implantierbare Geräte miniaturisiert werden konnte). Die MTE-Wellenform wurde führend entwickelt durch das Laboratorium an der Universität von Missouri [Gold et al, Circ 56:745–50, 1977] und in der ersten Dekade ihres Einsatzes in die meisten ICDs zur klinischen Anwendung eingebaut.
In einer Reihe von Aufsätzen in den frühen 1980er Jahren schuf das Laboratorium an der Universität von Missouri („MU-Lab") einen neue Klasse von Wellenformen zur elektrischen Ventrikelentflimmerung, die zweidirektionale oder zweiphasige Wellenformen genannt wurden. Das MU-Lab zeigte, dass man die Wirksamkeit der Entflimmerung dramatisch verbessern konnte, wenn man die Polarität einer MTE-Wellenform in der zweiten Hälfte der Dauer umkehrte, um eine zweiphasige gestutzte exponentielle Wellenform (BTE) zu schaffen. Die MU-Lab-Studien erfassten die Fälle, wo die zweite Phasenamplitude gleich der ersten Phasenamplitude und konstant war; wo die zweite Phasenamplitude kleiner als die erste Phasenamplitude und konstant war; und wo die erste und zweite Phasenamplitude exponentiell abklingen konnte und die zweite Phasenamplitude kleiner als oder gleich der ersten Phasenamplitude war. Einige dieser untersuchten Wellenformen waren die erste Anwendung von Ein-Kapazität-Wellenformen zur Entflimmerung (Wellenformen, die dadurch erzeugt werden konnten, dass man die Polarität einer einzigen Kapazität umschaltete). Diese frühen Studien benutzten interne und externe Elektroden.
Die frühen Untersuchungen aus dem MU-Lab setzten die erste Phasendauer willkürlich gleich der zweiten Phasendauer. Im Jahre 1987 veröffentlichten Dixon et al einen Aufsatz, in dem gefunden wurde, dass man die Wirksamkeit der Entflimmerung gegenüber dem Fall verbessern konnte, wo die zweite Phasendauer länger als die erste Phasendauer war, wenn die erste Phasendauer länger als die zweite Phasendauer war [Dixon et al, Circ 76: 1176–84]. Die Gesellschaft, die diese Forschungen finanziell unterstützte (Intermedics, Inc.), erhielt anschließend das US-Patent Nr. 4,821,723, das sich auf diese Veränderung der zweiphasigen Welleform bezog. Zweiphasige gestutzte exponentielle Wellenformen (BTE) sind nun der Industriestandard für ICDs und auch für implantierbare Vorhofdefibrillatoren (IADs).
Es wurden mehrere Theorien vorgebracht, um zu verstehen, weshalb zweiphasige Wellenformen im Allgemeinen für die elektrische Entflimmerung wirksamer sind als einphasige Wellenformen. Das Verständnis des Mechanismus der Überlegenheit der zweiphasigen Wellenform erlaubt möglicherweise die Ausbildung noch besserer Wellenformen für die nächste Generation von Defibrillatoren. Die dominierende Theorie auf dem Gebiet ist gegenwärtig eine Gruppe von Theorien, die zusammen als RC-Schaltungsmodelltheorien bezeichnet werden können. Diese Theorien haben das gemeinsame Merkmal, die Herzreaktion auf einen Entflimmerungsschock als die Antwort einer Widerstand-Kondensator(RC)-Schaltung auf den gleichen Schock zu modellieren. Diese Theorien teilen auch die Ansicht, dass die Entflimmerungswirksamkeit durch die maximale Kondensatorspannung (Modellreaktion) und die Kondensatorendspannung (Modellreaktion) bestimmt wird. Als Gruppe genommen haben diese Theorien die Forscher dazu geführt, für interne und externe Entflimmerung optimale BTE-Wellenformen zu postulieren. Zum Beispiel bezieht sich eine PCT-Veröffentlichung von 1997 „Externer Defibrillator mit niedriger Kapazität und kleiner Zeitkonstante" [WO 97/38754] auf eine BTE nach einer Version der RC-Schaltungsmodelltheorie. Andere Entflimmerungstheorien haben in ähnlicher Weise zu verschiedenen optimalen Wellenformausbildungen geführt.
Es gibt drei verschiedene Phänomene, wo Elektrotherapieschocks wie diese nützlich sind. Die drei Phänomeme sind Ventrikelentflimmerung, Vorhofentflimmerung und Kardioversion, die die Behandlung des Ventrikelflimmerns, Vorhofflimmerns und der Vorhof- und/oder Ventrikeltachykardie durch Elektroschock sind. Jedes dieser drei Phänomene kann mit Elektroden angegangen werden, die sich außerhalb des Körpers befinden, oder mit Elektroden, die ständig oder vorübergehend in den Körper implantiert sind. Die Behandlung nach dem Stand der Technik für alle sechs Kombinationen dieser Zustände und Elektroden umfasst gegenwärtig gewisse Veränderungen der zweiphasigen Wellenform. Gegenwärtig wird das gleiche Gerät typischerweise für Ventrikelentflimmerung und Kardioversion benutzt. Beispielsweise nennt CPI-Guidant ihren internen Defibrillator einen AUTOMATIC IMPLANTABLE CARDIOVERTER DEFIBRILLATOR, der ein einziges Gerät mit zwei Funktionen umfasst.
Die Wirksamkeit dieser Kardioverter- und/oder Defibrillatorgeräte wird in der Praxis durch die erzeugte elektrische Wellenform und durch die Art und Weise bestimmt, in der das Gerät Veränderungen in den Patienten kompensiert, an die es angelegt ist. Insbesondere variiert die elektrische Impedanz von Patient zu Patient und mit der Zeit in einem Patienten. Diese Änderung ist bei Benutzung externer Elektroden im Betrag viel größer als wenn interne Elektroden benutzt werden. Infolgedessen ist die Kompensation für diese Impedanzänderung bei externen Defibrillatoren kritischer als bei implantierbaren Defibrillatoren. Einige Geräte benutzen eine passive Impedanzausgleichsstrategie, wobei Impedanzänderungen ohne aktiven Eingriff Veränderungen der Wellenform veranlassen. Andere Geräte kompensieren aktiv eine Impedanzänderung dadurch, dass vor oder während der Entladung elektrische Parameter, wie Kondensatorspannung, Patientenimpedanz oder Stromfluss, gemessen werden und aufgrund dieser Messungen die elektrische Wellenform modifiziert wird.
Zur externen Ventrikelentflimmerung und Kardioversion ist die zweiphasige Wellenform des FORERUNNER^®-Geräts von Heartstream Inc. repräsentativ, und dieses Gerät bedient sich einer aktiven Impedanzausgleichsstrategie. Für einen Patienten mit durchschnittlicher Impedanz liefert es eine Ein-Kondensator-BTE-Wellenform mit einer ersten Phase von 7 ms und einer zweiten Phase von 5 ms unter Benutzung eines Kondensators von 100 Mikrofarad. In Reaktion auf Veränderungen der Impedanz des Patienten ändert dieses Gerät die Zeitdauer der beiden Phasen, die Gesamtdauer der Wellenform und das Verhältnis der Zeitdauer der beiden Phasen. Das Gerät FIRSTSAVE^® AED, das von SurVivaLink Corporation hergestellt wird, liefert ebenfalls eine zweiphasige Wellenform und optimiert die Wellenform mittels einer Ladungsstoßtheorie der Entflimmerung mit aktivem Ausgleich der Impedanzänderungen. Eine andere Alternative von Zoll Medical Corporation ist die Defibrillatorwellenform, die eine sägezahnartige (ungefähr konstanter Strom für alle Impedanzen) erste Phase hat, auf die eine abklingende exponentielle zweite Phase folgt. Die zweiphasige Wellenform des LIFEPAK^®-Geräts der Physio-Control Corporation unterscheidet sich durch Benutzung einer längeren Zeitkonstante und daher einer größeren Kapazität (etwa 300 Mikrofarad). Dieses Gerät benutzt ebenfalls eine aktive Impedanzausgleichsstrategie. Äußere Ventrikeldefibrillatoren auf dem heutigen Markt ergeben eine einphasige Wellenform (Edmark oder gestutzt exponentiell) oder eine gewisse Variation der zweiphasigen Wellenform, gewöhnlich mit einer zweiten Phase von kürzerer Dauer und kleinerer Amplitude als der ersten Phase. Bei Anwendungen, wie dem automatischen externen Defibrillator (AED) ist es sehr erwünscht, einen Defibrillator so auszulegen, dass er bei allen Impedanzpatienten gut arbeitet. Bei dieser Anwendung ist Einfachheit der Schaltung ebenfalls ein Vorteil, um die Kosten des Geräts zu reduzieren und eine größere Verbreitung zu begünstigen.
Für die interne Ventrikelentflimmerung und Kardioversion gibt es mehrere Gesellschaften, die gegenwärtig Geräte herstellen, und die meisten (wenn nicht alle) dieser Geräte liefern irgendeine Version einer zweiphasigen Wellenform. Es wurden viele Studien veröffentlicht über den Versuch, die zweiphasige Wellenform für die interne Ventrikelentflimmerung zu optimieren. Es ist wichtig, die Wellenform für diese Anwendung zu optimieren, damit Energieverluste vermieden werden, die zur vorzeitigen Erschöpfung der Gerätebatterie führen. Ferner ist es erwünscht, den Ausgang des implantierbaren Defibrillators auf den niedrigsten Ausgangswert zur programmieren, der zuverlässig entflimmert. Dies vermeidet wiederum Verlust an Batterielebensdauer und minimiert die schädlichen Wirkungen einer zu hohen Energiezufuhr zum Herzen. Ein Patent, das die zweiphasige Wellenform abdeckt, ist das US-Patent Nr. 4,821,723 von Baker et al.
Ein anderes bedeutendes Patent ist US-Patent Nr. 4,637,397 über eine dreiphasige Wellenform zur Entflimmerung. Bei diesem Patent zeigen die Figuren eine erste Phase mit kleiner Amplitude, eine zweite Phase mit größerer Amplitude und eine Endphase mit sehr niedriger Amplitude. Dies steht im Einklang mit der Theorie des Erfinders, dass die erste Phase das Herz konditioniert, die zweite Phase entflimmert und die Endphase das Herz heilt. Es gab auch viele andere Untersuchungen einer Vielzahl anderer Wellenformen einschließlich vieler verschiedener mehrphasiger Wellenformen, von denen die meisten nacheinander zwei verschiedenen Elektrodenpaaren zugeführt werden. Keine dieser Untersuchungen hat aber zu einer Wellenform geführt, die für elektrische Ventrikelentflimmerung der zweiphasigen Wellenform eindeutig überlegen ist.
Es hat auch Veröffentlichungen von Untersuchungen gegeben, die die zweiphasige Wellenform zur Vorhofentflimmerung optimieren. Der erste Bericht (Cooper et al, Circulation 87:1673–86, 1993) fand, dass die optimale BTE-Wellenform eine Ein-Kondensator-Wellenform war, die eine erste Phase von 3 ms und eine zweite Phase von 3 ms hatte. Studien an Patienten ergaben jedoch, dass diese Wellenform zu viel Schmerz verursacht und dass eine zweiphasige Wellenform mit 6 ms plus 6 ms eine Verringerung des Spitzenstrom ermöglichte und auch die mit dem Schock verbundenen Schmerzen verringerte. Diese Wellenform ist jedoch noch mit erheblichen Schmerzen verbunden, die ihre weitverbreitete klinische Akzeptanz behindert hat. Ein Großteil der gegenwärtigen Forschung auf diesem Gebiet wird auf Strategien zur AF-Verhinderung und Schrittmacher-Strategien zur AF-Korrektur konzentriert, wobei kein Entflimmerungsschock nötig ist. Viele Ärzte zögern, die gegenwärtigen Vorhofdefibrillatoren zu implantieren, da die Patienten die mit den Schocks verbundenen Schmerzen nicht tolerieren. Eine Methode, die AF ohne Schmerz elektrisch behandeln könnte, wäre eine sehr willkommene Ergänzung für die Therapie mit implantierbaren Geräten.
Eine andere bedeutendere Anwendung, für die Bedarf besteht, ist ein an innere Elektroden angeschlossenes externes Gerät für den Einsatz (z. B.) in der Intensivpflegestation bei Patienten nach einer Herzoperation. 40% dieser Patienten erfahren ein AF in etwa der ersten Woche nach der Operation. Da es unerwünscht ist, diese Patienten einem elektrischen Schock auszusetzen, werden sie typischerweise ein oder zwei Tage länger in dem Krankenhaus behalten, bis sich das AF auflöst. Nach der ersten Woche verschwindet das vermehrte Auftreten von AF, und daher wird eine implantierte Einheit nicht benötigt. Eine andere Anwendung eines solchen Gerät könnte in dem elektrophysiologischen Labor sein, wo ein vorübergehender Katheter eingesetzt wird, um ein chronisches Vorhofflimmern zu behandeln. Bei dieser Anwendung wurden BTE-Wellenformen versucht, aber wiederum wurde gefunden, dass die mit dem Schock verbundenen Schmerzen für die Patienten nicht akzeptabel waren. Eine weniger schmerzhafte oder schmerzlose Therapie wäre eine sehr willkommene Ergänzung zu den Behandlungsmöglichkeiten für diese Patienten.
Aus der Schaltungstheorie wissen wir, dass die Amplitude des Schocks verringert werden kann und noch die gleiche Energie geliefert wird, wenn man die Dauer eines Defibrillatorschocks verlängert. Studien zeigten, dass zweiphasige Wellenformen mit einer Gesamtdauer von 12 ms zur Vorhofentflimmerung weniger schmerzhaft waren als jene mit einer Gesamtdauer von 6 ms und dass sie einen geringeren Spitzenstrom erforderten. Dies führte viele zu dem Schluss, dass Ströme hoher Spitze die Schmerzen der Vorhofentflimmerung verursachen. Es wurden Untersuchungen durchgeführt, um die Dauer der zweiphasigen Wellenform weiter zu erhöhen in der Hoffnung, die zur Vorhofentflimmerung erforderliche Spitzenstromamplitude weiter zu verringern und den damit verbundenen Schmerz weiter zu verringern. Es wurde jedoch berichtet, und jüngste Studien bestätigten, dass die zweiphasige Wellenform für die Vorhofentflimmerung ihre Wirksamkeit verliert, wenn die Dauer erhöht wird. Dieser Verlust an Wirksamkeit ist bei der Vorhofentflimmerung im Vergleich zu den zur Ventrikelentflimmerung verwendeten gleichen Wellenformen sehr ausgeprägt. Die Optimierung der zweiphasigen Wellenform hat das mit dem Schock der Vorhofentflimmerung verbundene Schmerzproblem nicht gelöst.
Seit vielen Jahren war bekannt, dass die Wirksamkeit eines elektrischen Entflimmerungsschocks von der Gestalt der elektrischen Wellenform abhängt. Mit anderen Worten ist die Art und Weise, wie sich Strom oder Spannung mit der Zeit ändert, kritisch für die Bestimmung, ob der elektrische Schock das Herz mit Erfolg entflimmert. Diese Beobachtung hat naturgemäß viele zu dem Schluss geführt, dass der Schlüssel zum Verständnis des Mechanismus der elektrischen Entflimmerung bei Untersuchungen der elektrischen Wellenformen in der Zeitebene zu finden wäre, wobei die Schockintensität als eine Zeitfunktion angegeben wird. Viele der Theorien der Überlegenheit einer zweiphasigen Wellenform gegenüber einphasigen Wellenformen nehmen einen zweistufigen Prozess an, bei dem die erste Phase eine Funktion hat und die zweite Phase eine andere. Und die Theorie der dreiphasigen Wellenform von Jones postuliert ebenfalls einen Prozess, der in der Zeit aufeinanderfolgt. Diese Studien in der Zeitebene haben jedoch einige der auf diesem Gebiet verbliebenen Hauptherausforderungen nicht gelöst.
Dokument EP-A-1 023 920 beschreibt einen Apparat zur Behandlung des Herzflimmerns oder der Tachykardie mit einer Entladeenergiequelle, zwei zur Herstellung eines elektrischen Kontakts mit einem Patienten eingerichteten Elektroden, einem zwischen der Energiequelle und den Elektroden einen elektrischen Stromkreis bildenden Anschlussmechanismus, und einem den Anschlussmechanismus betreibenden Regler zur Abgabe von Impulsen elektrischer Energie von der Energiequelle an die Elektroden, wobei die Impulse eine mehrphasige Wellenform mit drei oder mehr in der Frequenzebene optimierten Impulsen haben.
SUMMARRISCHER ABRISS DER ERFINDUNG
Es existiert jedoch eine parallele Ebene, die Frequenzebene, in die jede elektrische Wellenform aus der Frequenzebene transformiert werden kann. Diese Transformation, die mit der Fourier-Transformation durchgeführt werden kann, ist eine reversible Transformation, was bedeutet, dass die gesamte in der Zeitebene vorliegende Information auch in der Frequenzebene vorliegt. Ferner hat der Erfinder gefunden, dass Frequenzbereiche in der Frequenzebenendarstellung existieren, in denen die Energiezufuhr mit verstärkter Wirksamkeit für elektrische Entflimmerung verbunden ist, und dass diese optimalen Bereiche bei verschiedenen Anwendungen von Kardioversions- und Entflimmerungsschocks verschieden sein können. Hieraus folgt, dass es Frequenzbereiche in der Darstellung der Frequenzebenen gibt, in denen die Energiezufuhr nicht mit erhöhter Wirksamkeit für elektrische Entflimmerung verbunden ist. Die Erfindung optimiert Entflimmerungswellenformen durch Maximierung der in den günstigen Frequenzen zugeführten Energiemenge und Minimierung der in den anderen Frequenzen zugeführten Energiemenge.
Die vollständige Beschreibung der Fourier-Transformation erfordert ferner die Information über den Phasenwinkel der Transformation, und der Erfinder hat gefunden, dass die Entflimmerungswirksamkeit auch von dem Phasenwinkel abhängt. Eine solche Auswahl der Wellenform, dass die zugeführte Energie in optimalen Frequenzbereichen liegt, ist eine andere Bedingung der Optimierung der Wellenformen in der Frequenzebene; die Auswahl einer solchen Wellenform, dass eine dominate Frequenz der Wellenform in der Frequenzebene in einem vorgewählten Bereich liegt, ist eine andere alternative Bedingung der Optimierung der Wellenformen in der Frequenzebene; und die Auswahl des optimalen Phasenwinkels der Transformation der Wellenform in der Frequenzebene ist noch eine weitere alternative Bedingung der Optimierung der Wellenformen in der Frequenzebene.
Die vorliegende Erfindung verbessert die Wirksamkeit der zur elektrischen Entflimmerung oder Kardioversion der Vorhöfe oder der Ventrikel benutzten Schocks durch Maximierung der in einem optimalen Frequenzbereich und mit dem optimalen Phasenwinkel zugeführten Energiemenge. (Hier wird Entflimmerung in dem Sinne benutzt, dass sie Kardioversion einschließt). Gegenüber der zurzeit verfügbaren Technologie hat die vorliegende Erfindung mehrere Vorteile, die für die verschiedenen Anwendungen der Erfindung spezifisch sind.
Transthorakale Entflimmerung – Diese Erfindung kann auf die transthorakale Entflimmerung beim Menschen angewandt werden, bei der das klinische Gerät mit stark veränderlichen Impedanzwerten des Patienten konfrontiert wird. Daher wird diese Erfindung angewandt, um die Wellenform für einen typischen oder durchschnittlichen Impedanzpatienten zu bilden und auch die Impedanzausgleichsstrategie zu verfolgen. Die resultierende Wellenform hat den Vorteil der Reaktion auf unterschiedliche Impedanzen durch Maximierung der zur Ventrikelentflimmerung in dem optimalen Frequenzbereich zugeführten Energiemenge. Die vorliegende Erfindung liefert bei dieser Anwendung eine elektrische Wellenform zur transthorakalen Ventrikelentflimmerung, die sich in Tierversuchen bei allen simulierten Patientenimpedanzen wirksamer als die Edmark-Industriestandard-Wellenform erwiesen hat. Und es wurde gezeigt, dass diese Wellenform bei Patienten mit simulierter niedriger und mittlerer Impedanz so wirksam wie eine zweiphasige Wellenform des Standes der Technik und bei hoher Patientenimpedanz wirksamer als diese bekannte BTE-Wellenform ist. Diese Wellenform lässt sich auch einfacher generieren und konnte zu kleineren, weniger kostspieligen externen Defibrillatoren führen. Wenn die Erfindung auf externe Vorhofentflimmerung angewandt wird, kann die resultierende optimale Wellenform anders als die Wellenform für externe Ventrikelentflimmerung sein, da der optimale Frequenzbereich für Vorhofentflimmerung in Tierstudien scheinbar von dem optimalen Frequenzbereich für Ventrikelentflimmerung abweicht.
Interne Entflimmerung – Bei Anwendung auf interne Vorhof- oder Ventrikelentflimmerung hat die vorliegende Erfindung wiederum den Vorteil, auf Grundlage der optimalen Frequenzbereiche für diese Anwendung die elektrische Wellenform für jede Anwendung zu optimieren. Die vorliegende Erfindung erlaubt auch die Erzeugung einer elektrischen Wellenform für interne Vorhofentflimmerung, die bei veränderlichen Patientenimpedanzen so wirksam wie der Stand der Technik ist und mit einem beträchtlich geringeren Spitzenstrom als der Stand der Technik entflimmert. Dies setzt sich wahrscheinlich in eine Wellenform um, die bei Anwendung auf Vorhofflimmern beim Menschen weniger Schmerz verursacht. Ferner ermöglicht diese Erfindung die Ausbildung einer Wellenform, die bei der Reizung von Schmerzrezeptoren weniger wirksam ist, so dass bei Anwendung bei Patienten mit Vorhofflimmern weniger Schmerz verursacht wird. Die vorliegende Erfindung kann auch auf interne Ventrikelentflimmerung angewandt werden, bei der man durch Maximierung der in dem optimalen Frequenzbereich zugeführten Energiemenge die Wirksamkeit der Wellenform über unterschiedliche Patientenimpedanzen verbessern kann.
Die Erfindung ist ein Apparat zur Behandlung des Herzflimmerns oder der Tachykardie mit
einer Entladeenergiequelle,
zwei zur Herstellung eines elektrischen Kontaktes mit einem Patienten eingerichtete Elektroden,
einem zwischen der Energiequelle und den Elektroden einen elektrischen Stromkreis bildenden Anschlussmechanismus,
einem den Anschlussmechanismus betreibenden Regler zur Abgabe von Impulsen elektrischer Energie von der Energiequelle an die Elektroden, wobei die Impulse eine mehrphasige Wellenform mit drei oder mehr Impulsen haben und die Wellenform eine ausgewählte Energieverteilung und einen ausgewählten Phasenwinkel in der Frequenzebene hat, und
Einrichtungen zur Auswahl der Energieverteilung und des Phasenwinkels der Wellenform in der Frequenzebene.
Der Apparat ist nützlich bei der Erzeugung einer Wellenform zur Behandlung des Herzflimmerns oder der Tachykardie bei einem Patienten, wobei eine Energiequelle über mit dem Patienten in Kontakt befindliche Elektroden entladen wird, um von der Energiequelle an die Elektroden elektrische Energie mit einer mehrphasigen Wellenform zu liefern, und die Wellenform in der Frequenzebene optimiert wird.
Andere Aufgaben und Merkmale werden weiter unten zum Teil offensichtlich und zum Teil ausgeführt.
Alle Ausführungsformen in Bezug auf Geräte, die mehrphasige Wellenformen mit weniger als 3 Impulsen liefern, sind nicht Teil der Erfindung.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNG UND TABELLEN
1 erläutert eine einphasige (obere Reihe) und eine zweiphasige (untere Reihe) gestutzte exponentielle Wellenform, wobei die Darstellung in der Zeitebene in der linken Spalte und die Darstellung in der Frequenzebene in der rechten Spalte gezeigt sind.
1A erläutert eine einphasige Wellenform nach dem Stand der Technik eines typischen Edmark-Defibrillators, wobei eine Darstellung in der Zeitebene in der linken Spalte und ihre Fourier-Transformation in der rechten Spalte für Patientenimpedanzwerte von 39, 85 und 138 Ohm (von oben nach unten) gezeigt sind.
1B ist eine graphische Darstellung, die das RG-Schaltungsmodell der Entflimmerung erläutert, das als gegeben ansieht, dass sich während der Entladung eines Entflimmerungsschocks V_S auf einer Membrankapazität eine Spannung V_M aufbaut. Die zweiphasige Wellenform beseitigt diese Ladung und verbessert dadurch die Wirksamkeit.
2 erläutert drei einphasige ungestutzte exponentielle Wellenformen für Thoraximpedanzwerte von 39, 85 und 138 Ohm (von oben nach unten) und einen Kondensator von 100 Mikrofarad.
3 erläutert eine manuelle Impedanzausgleichsmethode, die drei zweiphasige gestutzte exponentielle Wellenformen mit konstanten Phasen- und Gesamtimpulsdauern mit Darstellung in der Zeitebene in der linken Spalte und Darstellung in der Frequenzebene in der rechten Spalte für Patientenimpedanzwerte von 38, 85 und 138 Ohm (von oben nach unten).
4 erläutert eine spannungsbasierte (auch automatische genannt) Impedanzausgleichsmethode, die drei zweiphasige gestutzte exponentielle Wellenformen zeigt, wobei die Anfangs- und Endspannung jeder Phase bei Veränderungen der Impedanz konstant sind, mit Darstellung in der Zeitebene in der linken Spalte und Darstellung in der Frequenzebene in der rechten Spalte für Patientenimpedanzwerte von 38, 85 und 138 Ohm (von oben nach unten).
5 erläutert eine Abänderung der automatischen Impedanzausgleichsmethode für ein FORERUNNER^®-Gerät von Heartstream, die drei zweiphasige gestutzte exponentielle Wellenformen zeigt, wobei die Anfangs- und Endspannung jedes Impulses bei Veränderungen der Impedanz konstant sind, und nur hier obere und untere Grenzen auf jede Phasendauer gesetzt sind, bei Darstellung in der Zeitebene in der linken Spalte und in der Frequenzebene in der rechten Spalte für Patientenimpedanzwerte von 39, 85 und 138 Ohm (von oben nach unten).
6 erläutert Wellenformen in der Zeitebene für die manuelle (linke Spalte), spannungsbasierte oder automatische (mittlere Spalte) und die FORERUNNER^®-Impedanzausgleichsmethode von Heartstream (rechte Spalte) der 3–5 für Patientenimpedanzwerte von 39, 85 und 138 Ohm (von oben nach unten).
7 zeigt acht Wellenformen, die an einem Hundemodell der Ventrikelentflimmerung mit transvenösen Elektroden und einer pectoralen Topfelektrode studiert wurden. Die linke Spalte zeigt zweiphasige sinusförmige Wellenformen mit einer Dauer von 6, 12, 18 und 24 ms (von oben nach unten). Die rechte Spalte zeigt mehrphasige Wellenformen, bei denen jede einzelne Phasendauer 6 ms beträgt und die Gesamtimpulsdauern wiederum 6, 12, 18 und 24 ms sind. Die mehrphasige Wellenform ergab bei 18 und 24 ms deutlich geringere Strom-ED50-Werte, die anzeigten, dass eine Optimierung der Reizfrequenz wichtiger ist als eine Optimierung des Aussehens der Wellenform in der Zeitebene.
8 erläutert eine mehrphasige Wellenform, die die Darstellung in der Zeitebene in der linken Spalte und die Darstellung in der Frequenzebene in der rechten Spalte für Patientenimpedanzwerte von 39, 85 und 138 Ohm (von oben nach unten) zeigt. Dies veranschaulicht eine erste Impedanzausgleichsmethode, bei der die Einzel- und Gesamtimpulsdauern konstant (und gleich) gehalten werden und die Reizfrequenz über dem Bereich der Impedanzveränderung konstant gehalten wird, wobei ein Kondensator von 100 μf angenommen wird.
9 erläutert eine mehrphasige Wellenform, die die Darstellung in der Zeitebene in der linken Spalte und die Darstellung in der Frequenzebene in der rechten Spalte für Patientenimpedanzwerte von 39, 85 und 138 Ohm (von oben nach unten) zeigt. Dies veranschaulicht eine zweite Impedanzausgleichsmethode, bei der die Einzel- und Gesamtimpulsdauern konstant (und ungleich) gehalten werden und die Reizfrequenz über dem Bereich der Impedanzveränderung in gleichbleibender Weise variiert wird.
10 zeigt zehn sinusförmige Wellenformen von 20 ms Dauer, die an einem Hundemodell der Entflimmerung mit intravenösen Elektroden studiert wurde. Die Frequenz wurde von 25 bis 300 Hz variiert, was eine halbe bis sechs vollständige Perioden darstellt. Die optimalen Wellenformen entsprechen 75 bis 112 Hz, wobei geringere und höhere Frequenzen als dieser Bereich für die Entflimmerung minderwertig sind.
11 zeigt acht sinusförmige Wellenformen von 40 ms, die an einem Hundemodell der Entflimmerung mit transthorakalen Elektroden untersucht wurden. Die Frequenz wurde von 12,5 bis 100 Hz variiert, was eine halbe bis vier vollständige Perioden darstellt. Die optimalen Wellenformen entsprachen etwa 87,5 Hz, wobei geringere Frequenzen für die Entflimmerung minderwertig waren.
12 zeigt in ihrem oberen Bild eine sinusförmige Wellenform mit einer Dauer von 40 ms, wobei die Spitzen der Wellenform bei 60% des Spitzenstromwertes abgeschnitten wurden. Das untere Bild zeigt die Energie/Hz-Darstellung der Fourier-Transformation der Wellenform des oberen Bildes.
13A zeigt drei Wellenformfamilien, die an einem Hundemodell externer Ventrikelentflimmerung bei drei Impedanzwerten (39, 85 und 138 Ohm) untersucht wurden, die zur Simulierung einer mittleren menschlichen Impedanz und von zwei Extremwerten ausgewählt wurden.
13B ist eine graphische Darstellung, die die prozentuale erfolgreiche Entflimmerung auf der y-Achse (vertikale Achse) und die simulierte Thoraximpedanz auf der x-Achse (horizontale Achse) für die Edmark-, BTE- und vierphasige gestutzte exponentielle Wellenform (QTE) bei drei simulierten Impedanzwerten (39, 85 und 138 Ohm) und bei zwei zugeführten Energiewerten (18 und 24 Joule) zeigt.
14 ist ein Blockdiagramm eines klinischen Geräts nach der Erfindung.
15A zeigt zwei Familien gestutzter, exponentieller Wellenformen, zweiphasig und mehrphasig, und mit 4 Dauern von 6, 12, 18 und 24 ms. Diese zwei Wellenformfamilien wurden an einem Hundemodell der internen Ventrikelentflimmerung und einem Schafmodell der internen Vorhofentflimmerung studiert.
15B ist eine graphische Darstellung, die den mittleren ED50-Spitzenstrom für die zweiphasige und mehrphasige Wellenform der 15A für die Behandlung der Vorhofentflimmerung bei einem Schafmodell zeigt. Die BTE-Wellenform verliert bei längeren Dauern ihre Wirksamkeit, während die mehrphasige Wellenform bei längeren Dauern und geringeren Spitzenströmen ihre Wirksamkeit beibehält.
16 ist eine graphische Darstellung, die den mittleren ED50-Spitzenstrom für die zweiphasige und mehrphasige Wellenform der 15A zur Behandlung der Ventrikelentflimmerung bei einem Hundemodell zeigt. Hier behält die BTE-Wellenform ihre Wirksamkeit bei längeren Dauern bei, aber die mehrphasige Wellenform erfordert bei längeren Dauern weniger Spitzenstrom als die BTE-Wellenform.
17 erläutert zwei zweiphasige Wellenformen in der oberen Reihe der Figur: Eine hat eine erste Phase mit einer Amplitude von 35A und eine zweite Phase mit einer Amplitude von 18A; die zweite hat eine erste Phase mit einer Amplitude von 18A und eine zweite Phase mit einer Amplitude von 35A. Die Graphiken in der mittleren Reihe der Figur zeigen die Amplitude der Fourier-Transformation für jede Wellenform, während die Graphiken in der unteren Reihe der Figur den Phasenwinkel der Fouriertransformation jeder Wellenform zeigen.
18 erläutert verschiedene Wellenformen, die die gleiche Dauer und Zeitkonstante des Abklingens haben und in der linken Spalte in der Zeitebene und in der rechten Spalte in der Frequenzebene gezeigt sind.
Tabelle 1 zeigt die gemessenen elektrischen Parameter für die Edmark-, BTE- und QTE-Wellenform aus der Hundestudie der 15 bei drei simulierten Impedanzwerten (39, 85 und 138 Ohm) und bei zwei zugeführten Energien (18 und 24 Joule).
Entsprechende Bezugszeichen bezeichnen in der Zeichnung entsprechende Teile.
Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen
Eine gute Analogie zur Frequenzanalyse wird bei dem gewöhnlichen Prisma gesehen, das weißes Licht in seine Farbbestandteile oder Lichtfrequenzen zerlegt. In ähnlicher Weise identifiziert die Fourier-Transformation die Frequenzbestandteile, die in einer beliebigen elektrischen Wellenform vorhanden sind. Obgleich die Fourier-Analyse für viele elektrische Ingenieuranwendungen fundamental ist, wurde sie bis zur jüngsten Zeit nicht zur Analyse der zur elektrischen Entflimmerung eingesetzten elektrischen Wellenformen benutzt. Ein Beispiel der Frequenzanalyse ist in den 1, 1A und 5 zu finden. In 1 sind zwei Wellenformen zur Entflimmerung gezeigt, eine einphasige gestutzte exponentielle Wellenform (MTE) 12 und eine zweiphasige gestutzte exponentielle Wellenform (BTE) 14 in der Zeitebene auf der linken Seite mit 12T und 14T bezeichnet und in der Frequenzebene auf der rechten Seite mit 12F und 14F bezeichnet. Die Darstellungen in der Frequenzebene in der rechten Spalte sind Darstellungen der zugeführten Energie als Funktion der Frequenz. Negative Frequenzen und Phasenwinkel sind hier und in den meisten der folgenden Analysen nicht gezeigt. Wie in der rechten Spalte dargestellt ist, hat die Umschaltung der Polarität in der Zeitebene zur Schaffung einer zweiphasigen Wellenform die Wirkung, dass der dominante Frequenzzipfel in der Frequenzebene von 0 Hz nach etwa 100 Hz bewegt wird. Die Frequenzgehalttheorie nimmt an, dass der Grund, weshalb zweiphasige Wellenformen den einphasigen Wellenformen überlegen sind, der ist, dass die Energie in Frequenzen zugeführt wird, auf die das Herz mehr anspricht. Es gibt einen gewissen experimentellen Nachweis aus Entflimmerungsstudien und anderen Studien der elektrischen Reizung erregbarer Gewebe, die nahe legen, dass diese Theorie besser als die RC-Schaltungsmodelle in der Lage sind, die Erscheinung der Entflimmerung zu erklären. Es wurde ein Frequenzbereich von etwa 40 bis 160 Hz identifiziert, in dem die Energiezufuhr mit einer erhöhten Wirksamkeit für die Entflimmerung verbunden ist.
1A zeigt in ähnlicher Weise eine einphasige Wellenform eines typischen Edmark-Defibrillators, die die Darstellung in der Zeitebene in der linken Spalte und ihre Fourier-Transformation in der rechten Spalte für Patientenimpedanzwerte von 39, 85 und 138 Ohm (von oben nach unten) zeigt. 5 zeigt den Ausgang eines Defibrillators mit einer zweiphasigen gestutzten exponentiellen (BTE) Wellenform insbesondere des FORERUNNER^®-Defibrillators von Heartstream, der eine Darstellung in der Zeitebene in der linken Spalte und ihre Fourier-Transformation in der rechten Spalte für Patientenimpedanzwerte von 39, 85 und 138 Ohm (von oben nach unten) zeigt. 18 ist eine graphische Darstellung, die das RC-Schaltungsmodell der Entflimmerung zeigt, das als gegeben annimmt, dass sich während der Entladung eines Entflimmerungschocks V_S eine Spannung V_M auf einer Membrankapazität aufbaut. Die zweiphasige Wellenform entfernt diese Ladung und verbessert dadurch die Wirksamkeit.
Die Benutzung der Frequenzinhaltstheorie zur Optimierung von Entflimmerungswellenformen nach dieser Erfindung führt zu sehr anderen Wellenformen als die Optimierung mit den RC-Schaltungsmodellen. Die RC-Schaltungsmodelle liefern immer zweiphasige Wellenformen, da man das Modell bis zu einem Maximalwert beladet und dann das Modell entlädt, so dass die Endreaktion des Modells sehr nahe bei Null ist. Dies ist ein zweistufiger Prozess, und daher braucht man nur zwei Phasen. Bei der Frequenzinhaltstheorie wird jedoch die Wellenform so optimiert, dass sie die maximale Energie etwa in dem Bereich von 40 bis 160 Hz zur Ventrikelentflimmerung oder Ventrikelkardioversion liefert, wobei der dominierende Frequenzzipfel vorzugsweise in der Nähe von 100 Hz zentriert ist. Der tatsächliche Frequenzbereich kann von Patient zu Patient variieren und kann aufgrund von Faktoren, wie Impedanz und Elektrodenart variieren, so dass die Mittelfrequenz variieren kann und ihre experimentelle Bestimmung notwendig sein kann. Die Optimierung der Wellenform zur Vorhofentflimmerung oder -kardioversion ergibt eine Wellenform, die die Maximalenergie etwa in dem Bereich von 40 bis 160 Hz zuführt, wobei der dominierende Frequenzzipfel vorzugsweise in der Nähe von 125 Hz zentriert ist. Die Optimierung der Wellenform zur Verringerung der Reizung von Schmerzrezeptoren während des Schocks zur Vorhofentflimmerung oder Vorhofkardioversion ergibt eine Wellenform, die die maximale Energie bei höheren Frequenzen zuführt, die eine experimentelle Bestimmung erfordern, aber in dem Bereich von 1000 bis 2000 Hz sein können. Der tatsächliche Frequenzbereich kann von Patient zu Patient variieren und kann aufgrund solcher Faktoren, wie Impedanz und Elektrodenart variieren, so dass die Mittelfrequenz variieren kann und experimentell bestimmt werden muss.
Dieses Verfahren schlägt eine gänzlich andere Wellenform als die herkömmliche zweiphasige Wellenform vor. Sie schlägt vielmehr eine mehrphasige Wellenform (das sind drei oder mehr Impulse) vor, bei der die Polarität etwa an der gewünschten Spitze des dominierenden Frequenzzipfels der Darstellung in der Frequenzebene zurück- und vorgeschaltet wird. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist die Optimierung der in dem gewünschten Frequenzband zugeführten Energiemenge dann der überdeckende Auslegungsparameter, der dann mit anderen, für die besondere Anwendung spezifischen Auslegungsparametern gekoppelt wird, um verschiedene optimale Wellenformen für verschiedene Anwendungen zu ergeben.
Menschliche transthorakale Entflimmerung
Bei der menschlichen transthorakalen Entflimmerung variiert die Impedanz nachweislich über einen viel größeren Bereich, ungefähr 40 bis 140 Ohm oder mehr, als bei der internen Entflimmerung mit ungefähr 35 bis 65 Ohm. Dies stellt ein besonderes Problem für menschliche transthorakale Defibrillatoren dar, insbesondere bei jenen, die für den öffentlich zugänglichen Entflimmerungsmarkt außerhalb des Krankenhauses konzipiert sind, wo die Minimierung der Größe und des Gewichtes des Defibrillators ausschlaggebend ist. Viele dieser Defibrillatoren auf dem Markt haben generierte einphasige oder zweiphasige gestutzte exponentielle Wellenformen. Gestutzte exponentielle Wellenformen haben bei dieser Anwendung gegenüber traditionellen Wellenformen, etwa der Lown- und Edmark-Wellenform, einen Vorteil aufgrund dessen, dass sie nicht den Einbau einer Induktivität in der Schaltung zur Erzeugung der Wellenform erfordern. Der Einbau einer Induktivität vergrößert Gewicht, Größe und Kosten des Defibrillators und macht es erforderlich, dass der Defibrillator höhere Spannungen als Geräte erzeugt, die gestutzte exponentielle Wellenformen benutzen.
Typische gestutzte exponentielle Wellenformen werden dadurch erzeugt, dass man einen Kondensator auf die gewünschte Spannung auflädt und dann die Entladung durch den Patienten auslöst. Die Abklinggeschwindigkeit der Kondensatorspannung, Abklingzeitkonstante der Widerstand-Kondensator(RC)-Schaltung genannt, wird dann durch die Patientenimpedanz oder den Patientenwiderstand bestimmt. Eine niedrige Patientenimpedanz ergibt eine kurze Zeitkonstante und ein schnelles Abklingen der Spannung mit der Zeit. Dagegen ergibt eine hohe Patientenimpedanz eine lange Zeitkonstante und ein langsameres Abklingen der Spannung mit der Zeit. Typische einphasige ungestutzte exponentielle Wellenformen 22, 24 und 26 mit variierenden Thoraximpedanzen von 39, 85 bzw. 138 Ohm unter Benutzung eines Kondensators typischer Größe (100 Mikrofarad) sind in 2 gezeigt. Diese Figur zeigt die dramatisch unterschiedlichen Wellenformen der Spannung, wenn man alle über mehr als oder gleich fünf Zeitkonstanten abklingen lässt.
Zweiphasige Wellenformen als eine Klasse waren nachweislich bei transthorakaler und interner Entflimmerung von Tieren durch das MU-Lab in den in den frühen 1980er Jahren durchgeführten grundlegenden Studien wirksamer als einphasige Wellenformen. Diese Wellenformen haben sich seither bei verschiedenen versuchsmäßigen Tiermodellen und bei Menschen als wirksamer erwiesen. In der letzten Dekade wurden zweiphasige Wellenformen der Industriestandard für implantierbare Kardioverter-Defibrillatoren (ICD) für die Anwendung beim Menschen. Hierbei wurden die Größe und das Gewicht der ICDs verringert, und die Wirksamkeit der Geräte hat sich verbessert.
Erst kürzlich wurden jedoch zweiphasige Wellenformen zur transthorakalen Entflimmerung beim Menschen benutzt. Studien am Menschen wurden nun mit zwei verschiedenen zweiphasigen Wellenformen durchgeführt, der Gurvich-Wellenform (einer zweiphasigen RLC-Wellenform) und den verschiedenen Versionen der zweiphasigen gestutzten exponentiellen (BTE)-Wellenform. Es wurde berichtet, dass beide Wellenformen bei kontrollierten klinischen Versuchen den einphasigen Wellenformen bei der Entflimmerung von Menschen überlegen sind. Die BTE-Wellenfarmen wurden nun in mehrere klinische Geräte eingebaut, die für die Anwendung beim Menschen genehmigt wurden. Frühe Berichte über die Anwendung dieser Geräte bei Herzstillstand außerhalb des Krankenhauses waren in Übereinstimmung mit den Studien aus dem MU-Lab und haben ebenfalls zu dem Schluss geführt, dass die BTE-Wellenform für die transtharakale Entflimmerung allgemein wirksamer als einphasige Standard-Wellenformen ist.
IMPEDANZAUSGLEICHSSTRATEGIEN
Wie in 2 gezeigt, zeigt ein RC-Defibrillator unterschiedliche Abklinggeschwindigkeiten, wenn er bei Patienten mit unterschiedlichen Impedanzen angewandt wird. Die Art und Weise, in der sich bei Anwendung auf unterschiedliche Impedanzen die erzeugte Wellenform ändert, wird hier die Impedanzausgleichsstrategie genannt. Die Strategien können grob in passive Strategien, bei denen Wellenformänderung durch die elementare Schaltungstheorie beschrieben werden können, und aktive Strategien eingeteilt werden, bei denen ein aktiver Eingriff die elementaren Wellenformänderungen überlagert. Eine passive Strategie, die in der ICD-Industrie die manuelle Methode genannt wird, besteht darin, für jeden Impuls eine festgelegte Zeitdauer zu programmieren und die Parameter, wie Endspannung und die Spannung, bei der die Polarität geschaltet wird, in Abhängigkeit von der Patientenimpedanz der Veränderung zu überlassen. Repräsentative BTE-Wellenformen, die man mit der manuellen Methode generieren würde, mit einer festgelegten Gesamtdauer von 10 ms sind in 3 gezeigt. Diese Figur zeigt drei BTE-Wellenformen mit konstanter Einzelphase und konstanten Gesamtimpulsdauern, wobei die Darstellung in der Zeitebene in der linken Spalte und die Darstellung in der Frequenzebene in der rechten Spalte für Patientenimpedanzwerte von 39, 85 und 138 Ohm (von oben nach unten) dargestellt sind. Ein Nachteil dieser Methode ist, dass die durch diese Wellenformen den Patienten in Reaktion auf unterschiedliche Impedanzen zugeführte Energiemenge stark variiert.
Obgleich die zugeführte Energie nachweislich kein guter Parameter für die Voraussage des Entflimmerungserfolgs ist, sind für einige Anwendungen Geräte erwünscht, die die zugeführte Energie über die Patientenimpedanzen konstant halten. Eine Impedanzausgleichsstrategie, die in vielen ICDs und transthorakalen Defibrillatoren mit einphasiger gestutzter exponentieller Wellenform Anwendung fanden, ist eine spannungsbasierte Methode, die auch als die automatische Methode bezeichnet wird. Diese aktive Impedanzausgleichsstrategie legt die Anfangs- und Endspannung jedes Impulses fest, und daher können diese auch als Wellenformen mit festgelegter Neigung bezeichnet werden. Die Neigung ist gewöhnlich als die prozentuale Änderung der Spannung oder des Stroms eines gestutzten exponentiellen Impulses definiert. Eine Veränderung der automatischen Methode zur Erzeugung von BTE-Wellenformen ist in 4 gezeigt. Hier wird die Polarität der Entladung umgeschaltet, wenn die Spannung auf einen Wert abgeklungen ist, der gleiche Phasendauern ergibt, und die zweite Phase wird beendet, wenn die Endspannung auf 25% des Anfangswerts der ersten Phase abgeklungen ist. Diese Strategie ergibt eine konstante zugeführte Energie und konstante Anfangs- und Endspannnung bei jedem gelieferten Impuls. Ein Nachteil ist jedoch, dass die Einzel- und Gesamtimpulsdauer direkt mit der Patientenimpedanz variiert. 4 zeigt, dass ein Patient mit 39 Ohm bei dieser Strategie eine Wellenform 42T mit einer Gesamtdauer von 5,4 ms erhalten wird. Ein Patient mit 85 Ohm jedoch erhält eine Wellenform 44T mit einer Gesamtdauer von etwa 12 ms, und ein Patient mit 138 Ohm erhält eine Wellenform 46T mit einer Gesamtdauer von etwa 19 ms. Extremere Wellenformimpedanzen als diese Werte werden entsprechend extremere Werte der Gesamtimpulsdauer ergeben. Ferner ist in 4 die Energie/Hz-Darstellung 42F, 44F und 46F der Fourier-Transformation von jeder Wellenform 42T, 44T bzw. 46T gezeigt. Wenn die Gesamtdauer abgekürzt wird, bewegt sich der dominierende Frequenzzipfel der Transformation zu höheren Frequenzen hin, und wenn die Gesamtdauer verlängert wird, bewegt sich der dominierende Frequenzzipfel der Transformation zu niedrigeren Frequenzen hin. Diese beiden Änderungen haben den Effekt, weniger Energie in dem optimalen Frequenzbereich (40 bis 160 Hz) zu übertragen.
Ein größerer Nachteil der automatischen Methode des Impedanzausgleichs bei Anwendung auf transthorakale Entflimmerung besteht darin, dass einphasige und zweiphasige Wellenformen nachweislich bei sehr langen und sehr kurzen Impulsdauern ihre Wirksamkeit verlieren. Wenn daher Patienten extreme menschliche Impedanzwerte zeigen, wird die Wirksamkeit einer MTE- oder BTE-Wellenform herabgesetzt. Eine Variation der automatischen Methode wurde von Heartstream gewählt, den Herstellern des FORERUNNER^®-Geräts, bei der Grenzen für die Impulsdauervariation gesetzt werden, die in ihrer Version der automatischen Methode des Impedanzausgleich benutzt wird, die als eine aktive Strategie klassifiziert werden kann. Nach veröffentlichten Berichten beschränkt ihre Methode die Impulsdauer auf einen Bereich von 8 ms bis 20 ms. Ferner modifiziert dieses Gerät die Dauer der einzelnen Phasen der BTE-Wellenform und das Verhältnis der Dauern der zwei Phasen in Reaktion auf die während der Entladung gemessene Patientenimpedanz. 5 zeigt Wellenformen 52T, 54T und 56T, die bei dieser Variation der automatischen Impedanzausgleichsmethode bei 39, 85 und 138 Ohm von oben nach unten erzeugt wurden. In 5 sind auch die Wellenformen 52F, 54F und 56F der Energie/Hz-Darstellungen für jede der zweiphasigen Wellenformen 52T, 54T bzw. 56T gezeigt. Durch Begrenzung der kürzesten Dauer auf 8 ms anstatt auf die 5,4 ms der automatischen Methode zeigt die Wellenform 52F der 5, dass diese Methode bei dem Patienten niedriger Impedanz mehr Energie in dem optimalen Frequenzband überträgt. Durch Verlängerung der ersten Impulsdauer relativ zu der zweiten bei Patienten mit hoher Impedanz wird bei dieser Methode der dominierende Frequenzzipfel zu noch tieferen Frequenzen als bei der automatischen Methode verschoben und noch weniger Energie in dem gewünschten Frequenzband übertragen, wie durch die Wellenform 56F gezeigt ist.
6 zeigt repräsentative Wellenformen für die automatische Methode (linke Spalte), die manuelle Methode (mittlere Spalte) und die FORERUNNER^®-Methode von Heartstream (rechte Spalte) des Impedanzausgleichs für 39 Ohm (obere Reihe), 85 Ohm (mittlere Reihe) und 138 Ohm (untere Reihe). Diese Figur gibt auch die Energie in Joule (J) an, die bei jedem der angenommenen Impedanzwerte übertragen werden würde. Man kann sehen, dass die automatische Methode (linke Spalte) die beste Arbeit bei der Übertragung einer konstanten Energie von etwa 143 J leistet, während die manuelle Methode (mittlere Spalte) eine konstante Impulsdauer bei variabler Energie von 153 J bis 126 J ergibt und die FORERUNNER-Methode von Heartstream (rechte Spalte) Energieimpulse liefert, die von 150 J bis 194 J variieren.
Daher ist ein Aspekt dieser Erfindung, dass es besser ist, die Reizfrequenz anstelle der Erscheinung der Wellenform in der Zeitebene konstant zu halten. Ich glaube, dass dies immer dann besonders vorteilhaft ist, wenn Wellenformen von längerer Dauer erforderlich sind (etwa um einen Spitzenstrom zu reduzieren) und wenn Wellenformen längerer Dauer von Patienten mit hoher Impedanz produziert werden. Meine Theorie ist, dass eine mehrphasige Wellenform, die optimiert wird, um die Schaltfrequenz bei der optimalen Frequenz zu halten, wirksamer sein wird als eine zweiphasige Wellenform bei gleichen Dauern, insbesondere gleichen Dauern bei längeren Perioden. Eine jüngste Studie untersuchte die in 7 gezeigten acht Wellenformen bei einem Hundemodell der Entflimmerung mit transvenösen Elektroden. Diese Figur zeigt vier zweiphasige Wellenformen 71T, 72T, 73T und 74T auf der linken Seite mit Zeitdauern von 6, 12, 18 bzw. 24 ms. Auf der rechten Seite sind vier mehrphasige Wellenformen 75T, 76T, 77T und 78T gezeigt, wobei jede Phasendauer 6 ms ist und die gesamte Impulsdauer die gleiche ist, wie bei den Wellenformen auf der linken Seite. Bei dieser Studie ergab die mehrphasige Wellenform bei 18 und 24 ms geringere Strom-ED50-Werte als die zweiphasigen, sinusförmigen Wellenformen. Diese Daten belegen die Vorteile der vorliegenden Erfindung gegenüber den zweiphasigen Wellenformen nach Industriestandard.
A). REPRÄSENTATIVE ANWENDUNGEN DIESER ERFINDUNG AUF TRANSTHORAKALE VORHOF- UND/ODER VENTRIKELENTFLIMMERUNG
In der folgenden Diskussion wird ein repräsentative Wellenform angegeben, bei der eine Kondensatorgröße von 100 Mikrofarad, eine mittlere Thoraximpedanz von 85 Ohm, eine optimale Schaltfrequenz von 100 Hz und eine maximale Dauer von 20 ms angenommen wird. Alle diese Parameter müssten experimentell in Abhängigkeit von der besonderen Anwendung optimiert werden, und daher sind dies nur repräsentative Wellenformen, die nicht den Umfang der vorliegenden Erfindung einschränken sollen. Desgleichen soll die Erzeugung dieser Wellenformen mit einer RC-Schaltung nicht der einzige Weg sein, um die in einem gewünschten Frequenzband übertragene Energie zu maximieren. Der beste Weg, um die bei einer gegebenen Frequenz übertragene Energie zu maximieren, ist der durch Erzeugung einer sinusförmigen Wellenform von langer Dauer. Dies ist keine praktische Wellenform für viele Anwendungen, aber es können mehrphasige trapezförmige und modifizierte sinusförmige Wellenformen nach den Lehren dieser Erfindung ausgebildet werden.
Bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird eine gestutzte exponentielle Wellenform als RC-Schaltung mit einem Kondensator typischer Größe (100 Mikrofarad) generiert, und die Polarität der Entladung wird zurück- und vorgeschaltet, um eine mehrphasige Wellenform mit konstanten Einzelimpulsdauern zu liefern, die hier zu 5 ms angenommen sind. Durch Übertragung von Impulsen von nur 5 ms Dauer wird der dominierende Frequenzzipfel sehr nahe bei 100 Hz zentriert bleiben, was nahe an der Mitte des vermutlich optimalen Frequenzbandes ist, welches experimentell bestimmt wird. Die durch diese Ausführungsform der vorliegenden Erfindung erzeugten mehrphasigen Wellenformen sind in 8 gezeigt, wo die ausgewählten Impedanzwerte wieder jene sind, die oben benutzt wurden. Die Wellenformen 82T, 84T und 86T sind Darstellungen in der Zeitebene und die Wellenformen 82F, 84F und 86F sind ihre entsprechenden Darstellungen in der Frequenzebene für Impedanzen von 39, 85 bzw. 138 Ohm.
Zusätzlich zu der Schaltregel braucht man eine Regel zur Unterbrechung der Entladung. Bei dieser Ausführungsform der Erfindung ist die Unterbrechungsregel auf eine Gesamtimpulsdauer von 20 ms angesetzt. Daher kann der Kondensator bei Patienten mit niedriger Impedanz bis auf sehr nahe an 0 Volt entladen werden. Unser Laboratorium hat früher gezeigt, dass man eine kurzzeitige konstante einphasige Wellenform nicht zu stutzen braucht, und dies wird erwartungsgemäß auch bei kurzzeitigen konstanten mehrphasigen Wellenformen der Fall sein. Bei Patienten mit hoher Impedanz ist die Abklingzeitkonstante die gleiche wie bei den anderen Methoden des Impedanzausgleichs, da die Zeitkonstante durch die Kondensatorgröße und die Patientenimpedanz bestimmt wird. Durch Konstanthalten der Schaltfrequenz liefert diese Methode hier eine festgelegte Impulsanzahl (vier in diesem Beispiel), worauf der Impuls (bei diesem Beispiel) bei einer Gesamtdauer von 20 ms beendet wird. Dies ist so, da das MU-Laboratorium früher gezeigt hat, dass langzeitige konstante, einphasige, gestutzte, exponentielle Wellenformen zur optimalen Wirksamkeit gestutzt werden müssen, und ich erwarte, dass dieser Zusammenhang auch für mehrphasige Wellenformen zutrifft. In 8 ist auch die Energie/Hz-Darstellung der Fourier-Transformation für diese Wellenformen gezeigt. Es ist ersichtlich, dass diese Methode den dominierenden Frequenzzipfel sehr nahe an dem Ziel von 100 Hz zentriert hält. Dieses Ziel von 100 Hz und daher die individuellen Impulsdauern können auf Basis zukünftiger experimenteller Ergebnisse an Tiermodellen verändert und tatsächlich für Tier und Mensch unterschiedlich festgestellt werden.
Bei einer zweiten Ausführungsform dieser Erfindung wird der Kondensator wieder zu 100 Mikrofarad angenommen, und die Patientenimpedanz wird von 39 bis 138 Ohm variabel angenommen.
Die Einzelimpulsdauer wird wiederum zu 5 ms angenommen, wodurch der dominierende Frequenzzipfel der Transformation sehr nahe bei 100 Hz festgelegt wird. Bei dieser Ausführungsform der Erfindung wird die Kondensatorspannung überwacht, und es werden keine neuen Impulse ausgelöst, wenn die Spannung nach Messung unter einen Schwellenwert (hier zu 25% der Anfangsspannung angenommen) gefallen ist, wenn die Messung während des Zeitverzugs zwischen den Impulsen erfolgte. Wellenformen, die mit dieser Ausführungsform der vorliegenden Erfindung generiert wurden, sind nicht gezeigt, wären aber ähnlich denen in 8 ohne Impulse mit Anfangsspannungen von weniger als 437,5 Volt. Bei dieser Ausführungsform können Patienten mit der niedrigsten Impedanz nur zwei oder drei Impulse gegeben werden, aber die Impulsdauern werden konstant gehalten. Der dominierende Frequenzzipfel wird bei dieser Methode wiederum konstant gehalten, aber die übertragenen Energiewerte werden etwas von denen abweichen, die in der ersten Ausführungsform dieser Erfindung berechnet wurden. Dieses Ziel von 100 Hz und daher die Einzelimpulsdauern können aufgrund von zukünftigen Versuchsergebnissen bei Tiermodellen verändert und tatsächlich für Tier und Mensch unterschiedlich gefunden werden.
Bei einer dritten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung sind die Einzelimpulsdauern wiederum auf 5 ms festgelegt. Die Unterbrechungsregel wird jedoch nun gewählt, um alle Impulse zu beenden, wenn die Kondensatorspannung auf 25% ihrer Anfangsspannung abgeklungen ist. Wellenformen aus dieser Ausführungsform der vorliegenden Erfindung sind nicht gezeigt, würden aber ähnlich denen in 8 sein; alle Impulse würden nur gestutzt werden, wenn die Elektrodenspannung auf 25% der Anfangsspannung der ersten Phase abgefallen ist. Diese Version hat das Unterscheidungsmerkmal, dass die Endimpulsdauer abgekürzt wird, wenn die Impedanz den programmierten Schwellenwert erreicht. Diese Version hat den Vorteil, dass der dominierende Frequenzzipfel auf der gewünschten Frequenz zentriert gehalten wird und auch die gesamte übertragene Energie konstant gehalten wird. Die Gesamtimpulsdauer variiert über einen kleineren Bereich von Werten als bei der automatischen Methode. Wiederum würde der dominierende Frequenzzipfel erwartungsgemäß sehr nahe an dem Ziel von 100 Hz bleiben. Dieses Ziel von 100 Hz und daher die einzelnen Impulsdauern können aufgrund zukünftiger Versuchsergebnisse an Tiermodellen verändert und tatsächlich für Tier und Mensch unterschiedlich gefunden werden.
Bei einer vierten Ausführungsform dieser Erfindung lässt man die Einzelimpulsdauern in einer vorgeschriebenen Weise variieren, aber sie werden bei Patienten mit unterschiedlicher Impedanz nicht verändert. Experimentelle Studien in der Vergangenheit haben gezeigt, dass es vorteilhaft ist, wenn die erste Impulsdauer gleich der oder größer als die zweite Impulsdauer ist. Wenn weitere experimentelle Studien ein Vorteil für Impulse mit einer vorgeschriebenen Variation der Einzelimpulsdauern zeigen, würde diese Ausführungsform der vorliegenden Erfindung die Impulsdauern für jeden der generierten Impulse variieren. 9 zeigt repräsentative Wellenformen, die nach dieser Methode mit den gleichen Patientenimpedanzen erzeugt wurden, wie sie oben benutzt wurden. Die Wellenformen 92T, 94T und 96T sind Darstellungen in der Zeitebene und die Wellenformen 92F, 94F und 96F sind Darstellungen in der Frequenzebene für Impedanzen von 39, 85 bzw. 138 Ohm. Bei diesem Beispiel sind die Einzelimpulsdauern in der folgenden Reihenfolge festgelegt: 6 ms, 5,5 ms, 4,5 ms und 4 ms, aber sie könnten nach versuchsmässigen Studien irgendeinen Wert annehmen. Das wichtige, diese Ausführungsform der vorliegenden Erfindung unterscheidende Merkmal ist, dass alle Impulse mit festgelegter Dauer in der vorgeschriebenen Reihenfolge gegeben werden und die Unterbrechungsregel hier eine Gesamtdauer von 20 ms ansetzt. Die Energie/Hz-Darstellung aller dieser Wellenformen ist ebenfalls in 9 gezeigt.
Bei einer fünften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung sind die Einzelimpulsdauern wie bei der vierten Ausführungsform dieser Erfindung in einer vorgeschriebenen Reihenfolge festgelegt. Jetzt wird die Unterbrechungsregel jedoch so gesetzt, dass keine neuen Impulse beginnen dürfen, wenn die Kondensatorspannung kleiner als ein festgelegter programmierter Wert ist (hier zu 25% der Anfangsspannung angenommen). Dies verhindert die Einleitung von Impulsen niedriger Amplitude, während bei Veränderungen der Patientenimpedanz die Einzelimpulsdauern konstant gehalten werden. Repräsentative Wellenformen von dieser Ausführungsform der Erfindung sind nicht gezeigt, würden aber den in 9 gezeigten ohne die kleinen Amplitudenphasen sehr ähnlich sein.
Bei einer sechsten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung sind die Einzelimpulsdauern wie bei der vierten Ausführungsform der Erfindung in einer vorgeschriebenen Reihenfolge festgelegt. Nun wird jedoch die Unterbrechungsregel so angesetzt, dass bei Abfall der Kondensatorspannung unter einen programmierten Schwellenwert (hier 25% der Anfangsspannung) alle Impulse sogleich beendet werden. Repräsentative Wellenformen aus dieser Ausführungsform der Erfindung sind ebenfalls nicht gezeigt, würden aber bei der gleichen Veränderung der Patientenimpedanz denen der 9 ähnlich sein. Diese Ausführungsform hätte das Merkmal der Verkürzung der Endimpulsdauer bei Erreichen der Schwellenspannung.
B). REPRÄSENTATIVE ANWENDUNGEN DIESER ERFINDUNG AUF INTERNE VORHOFENTFLIMMERUNG
Die Vorhofentflimmerung wurde durch geringe Patientenakzeptanz des Elektroschocks behindert, der zur Umkehrung des Vorhofflimmerns erforderlich ist. Frühe Tierversuche über interne Vorhofentflimmerung legten für eine zweiphasige, gestutzte, exponentielle (BTE)-Wellenform optimale Phasendauern von 3 ms für jede Phase nahe. Studien am Menschen fanden jedoch, dass Dauern von 6 ms für jede Phase ebenso gut gingen und von dem Patienten besser vertragen wurden. Es folgen Beispiele der Anwendung dieser Erfindung, um den Schmerz der Vorhofentflimmerung zu verringern. Einige dieser Wellenformen mögen zur Generierung in implantierbaren Einheiten ungeeignet sein. Eine Anwendung dieser Grundregeln würde jedoch interne Vorhofentflimmerungsschocks beinhalten, die durch einen äußeren Impulsgenerator erzeugt werden. Bei dieser Anwendung wären viel mehr Wellenformen als bei implantierbaren Geräten möglich. Die folgenden Beispiel sind in zwei Klassen unterteilt.
Entflimmern mit einer mehrphasigen Wellenform längerer Dauer und optimaler Frequenz
Zoll et al verringerten den Schmerz externer Herzstimulation durch Erhöhung der Impulsdauer auf 40 ms und Benutzung einer konstanten Stromamplitude. Zoll kam zu dem Schluss, dass dies den Spitzenstrom unter die Schmerzschwelle für elektrische Hautreizung absenkte. Wenn man einen ähnlichen Mechanismus für den Schmerz bei der Vorhofentflimmerung annimmt, könnte man einen relativ konstanten, einphasigen Stromschock von längerer Dauer (zur Verringerung der Stromspitze) für die Entflimmerung benutzen. Bei Tierversuchen hat sich dies aber nicht als eine sehr wirksame Wellenform für die Entflimmerung erwiesen. Unsere frühere Arbeit zur transthorakalen Ventrikelentflimmerung von Kälbern zeigte, dass bei konstanten Stromimpulsen von 35 A und 50 A die Wirksamkeit abnahm, wenn die Impulse von 16 auf 32 ms verlängert wurden. In einer ähnlichen Untersuchung von zweiphasigen rechteckigen Wellenformen fand unser Laboratorium wiederum, dass bei 35 A und 50 A die Wirksamkeit abnahm, wenn die Impulsdauer von 16 auf 32 ms verlängert wurde.
In jüngerer Zeit wurde auf dem NASPE-Treffen von 1996 eine Zusammenfassung vorgelegt, bei der zwei verschiedene Kapazitätswerte getestet und die Impulsdauer (bis zu 52 ms) variiert wurden in dem Bestreben, die zur Vorhofentflimmerung erforderliche Spitzenspannung zu verringern. Diese Studie ergab, dass bei Erhöhung der Impulsdauer eines zweiphasigen Impulses die zur Entflimmerung erforderliche Spannung gleich bleibt oder ansteigt, was bedeutet, dass die erforderliche übertragene Energie bei längeren Dauern ansteigt. Noch eine andere Studie bei NASPE fand, dass größere Kondensatoren und längere Dauern (bis zu 20 ms insgesamt) die Spitzenspannung von dem bei einer Gesamtdauer von 6 ms gefundenen Wert reduzieren konnten. Jedoch würden noch längere Zeitdauern, die die erforderliche Spitzenspannung oder den erforderlichen Spitzenstrom weiter reduzieren würden, als erwünscht erscheinen. Sehr lange ein- oder zweiphasige Wellenformen (z. B. 40 bis 50 ms insgesamt), die durch implantierbare Geräte erzeugt werden könnten, haben auch das gemeinsame Merkmal eines langen Nachimpulses, der mit der Verursachung eines erneuten Flimmerns in Zusammenhang gebracht wurde. Eine Verlängerung der Schockdauer zur Verringerung des Stroms (oder der Spannung) ergibt daher anscheinend nicht eine weniger schmerzhafte und doch wirksame Wellenform, zumindest bei den zwei zur internen Entflimmerung am häufigsten benutzten Wellenformen.
Während ich mit einem von NASPE unterstützten Reisestipendium an der Universität von Alabama war, wo ich die Anwendung sinusförmiger Wellenformen zur Ventrikelentflimmerung studierte, habe ich jüngst zwei Studien durchgeführt. Obgleich diese Studien zur Aufklärung des Mechanismus der Entflimmerung durchgeführt wurden, weisen sie darauf hin, dass mehrphasige sinusförmige Wellenformen ihre Wirksamkeit beibehalten, wenn die Dauer auf 20 oder 40 ms oder möglicherweise länger gesteigert wird. Bei einer Untersuchung mit transvenösen Elektroden wurden die zehn Wellenformen der 10 an einem Hundemodell studiert, wobei die Frequenz von 25 bis 300 Hz variiert wurde. Ich fand, dass das ED50 (50% wirksame Dosis) für Strom mit einer optimalen Frequenz (75 Hz) bei einer Dauer von 20 ms 3,2 A war, was eine übertragene Energie von 7,1 Joule ergibt und mit den Beobachtungen an diesem Modell mit zweiphasigen Wellenformen vergleichbar ist. Bei 75 Hz besteht diese sinusförmige Wellenform aus 1 ½ vollständigen Perioden. Weitere statistische Analysen dieser Daten brachten die optimale Frequenz auf etwa 112 Hz, jedoch werden weitere Studien nötig sein, um die genaue optimale Frequenz herauszufinden.
In der anderen bei UAB durchgeführten Studie mit externen Elektroden untersuchte ich die acht Wellenformen der 11 auch bei einem Hundemodell. Ich fand, dass das ED50 für Strom bei der optimalen Frequenz (etwa 87,5 Hz) für eine zugeführte Energie von 47 Joule etwa 6,0 A war, was etwas höher als der, aber vergleichbar mit dem Wert ist, der bei diesem Modell mit zweiphasigen Wellenformen gesehen wird. Bei 87,5 Hz besteht diese Wellenform aus 3 ½ vollständigen Perioden. Diese zwei Studien zeigen, dass mehrphasige sinusförmige Wellenformen Ventrikelentflimmerung bei zugeführten Energien erreichen können, die vergleichbar mit denen bei zweiphasigen Wellenformen sind. Weitere Studien sind nötig, um die Grenzen der möglichen Dauerzunahme zu bestimmen, bevor unakzeptable nachteilige Effekte bei der Entflimmerungswirksamkeit sichtbar werden. Die schon durchgeführten beiden Studien zeigen jedoch, dass mehrphasige sinusförmige Wellenformen von bis zu 40 ms wirksame Wellenformen für die elektrische Entflimmerung der Ventrikel sind und dass sie geringeren Spitzenstrom als gegenwärtig benutzte Wellenformen erfordern.
Beim Überblicken der Literatur über Vorhofentflimmerung stellt man fest, dass sich die für die Ventrikelentflimmerung wirksamsten Wellenformen auch als die wirksamsten für die Vorhofentflimmerung erwiesen haben. Daher ist es vernünftig, Daten von der Ventrikelentflimmerung zu extrapolieren, um die Wirksamkeit bei der Vorhofentflimmerung vorauszusagen. Unter dieser Annahme kann ich die Hypothese aufstellen, dass die Vorhofentflimmerung mit sinusförmigen Wellenformen bei zugeführten Energien möglich sein sollte, die mit den bei zweiphasigen Wellenformen beobachteten vergleichbar sind. Die Anwendung einer zweiphasigen gestutzten exponentiellen Wellenform zur Vorhofentflimmerung (mit der Standardausbildung einer RA-CS-Elektrode) erfordert etwa 2,5 Joule oder etwa 220 Volt. Bei Annahme eines Widerstands von 60 Ohm sind dies für die Stromvorderflanke etwa 3,7 Amp.(A). Die Zuführung dieser gleichen 2,5 Joule mit einer sinusförmigen Wellenform von 40 ms würde den erforderlichen Spitzenstrom auf 1,02 A (eff.) oder 1,4 A (0-Spitze) erniedrigen. Die Erniedrigung des Spitzenstroms von 3,7 A auf 1,4 A würde den Strom wahrscheinlich unter die Schmerzschwelle herabsetzen. Selbst wenn diese Wellenform eine etwas höhere Energie erfordert, wird der Spitzenstrom noch etwa die Hälfte von dem bei den besten zweiphasigen Wellenformen sein.
Die Erzeugung sinusförmiger Wellenformen in Geräten, die klein genug zur Implantierung sind, wäre eine Herausforderung für den Ingenieur. Die sinusförmigen Wellenformen könnten durch ein externes Gerät generiert werden, das an vorübergehende interne Elektroden zur internen Vorhofentflimmerung angeschlossen wurde. Bei dieser Anwendung kann der Spitzenstrom noch weiter dadurch reduziert werden, dass man die Spitzen der sinusförmigen Wellenform abschneidet, oder man könnte eine wechselnde Rechteckwelle mit der gewünschten Frequenz erzeugen. 12 zeigt eine sinusförmige Wellenform von 40 ms, bei der jede Spitze bei 60% ihres Maximalstroms abgeschnitten wurde. Das untere Bild dieser Figur zeigt für diese abgeschnittene sinusförmige Wellenform das Energie/Hz-Diagramm, das demonstriert, dass die Energie in einem sehr engen Band um die Zielfrequenz herum übertragen wird. Wenn Studien am Menschen beweisen, dass es der Spitzenstrom ist, der hauptsächlich für Schmerz verantwortlich ist, kann die abgeschnittene sinusförmige Wellenform die maximale Energiemenge in dem gewünschten Frequenzband übertragen und doch den Spitzenstrom minimieren. Diese Daten der sinusförmigen Wellenform unterstützen auch die Anwendung der erfindungsgemäßen Lehre für die Ausbildung von Wellenformen, die die in gewünschten Frequenzbereich übertragene Energie optimieren.
Wie in dem vorhergehenden Abschnitt über Anwendungen zur transthorakalen Entflimmerung gezeigt wurde, kann eine mehrphasige, gestutzte, exponentielle Wellenform so ausgebildet werden, dass sie in dem gewünschten Frequenzband mehr Energie als eine zweiphasige Wellenform überträgt, insbesondere bei längeren Dauern. Für die Anwendung zur internen Vorhofentflimmerung mit einem implantierbaren Gerät müsste die Wellenform mit der zusätzlichen Bedingung optimiert werden, dass die Wellenform so ist, dass sie von einem Gerät implantierbarer Größe erzeugt werden kann. Bei dieser Anwendung würde man die Wellenformgesamtdauer durch Benutzung einer größeren Kapazität vergrößern, was dann eine längere Zeitkonstante ergibt. Die Polarität dieser konstanten, gestutzten, exponentiellen Wellenform längerer Zeitdauer würde dann mit der gewünschten Frequenz zurück- und vorgeschaltet werden, um eine mehrphasige, gestutzte, exponentielle Wellenform zu erzeugen. Diese Wellenformen wären denen sehr ähnlich, die in dem vorigen Abschnitt gezeigt wurden, lediglich die Impulsdauer wäre idealerweise länger als die angegebene Dauer von 20 ms. Experimentelle Studien wären nötig, um die optimale Abklingzeitkonstante, die optimale Impulsdauer und die optimale Schaltfrequenz für die interne Vorhofentflimmerung beim Menschen herauszufinden. Untersuchungen an Tieren haben jedoch gezeigt, dass für die Vorhofentflimmerung eine höhere optimale Frequenz als für die Ventrikelentflimmerung existiert.
Entflimmern mit einer Frequenz, die Schmerzrezeptoren nicht reizt
Es gibt eine zweite Anwendung dieser Erfindung bei dem Problem der Verminderung des Schmerzes der Vorhofentflimmerung. Diese besteht darin, die Vorhöfe mit einem nicht optimalen Schock zu entflimmern, der zum Erfolg mehr Energie als gegenwärtig benutzte Wellenformen erfordern mag, der aber auch weniger als die gegenwärtig angewendeten Wellenformen Schmerzrezeptoren reizen kann. Die Lehre dieser Erfindung ist in idealer Weise aus drei Gründen für diese Anwendung geeignet 1) Es wurde gezeigt, dass die Fähigkeit, die Ventrikel mit sinusförmigen Wellenformen zu entflimmern, frequenzabhängig ist; 2) es wurde gezeigt, dass die Reizwahrnehmung und die Schmerzschwellen für elektrische Reizung der Haut und des Skelettmuskels mit sinusförmigen Wellenformen frequenzabhängig ist und 3) die diastolische Stimulationssschwelle und Flimmerschwelle bei sinusförmigen Wellenformen haben sich ebenfalls als frequenzabhängig gezeigt. Aus dieser früheren Erfahrung (im Einzelnen unten ausgeführt) kann ich schlussfolgern, dass die Eigenschaft, Schmerz durch eine Vorhofentflimmerungsschock mit sinusförmigen oder mehrphasigen Wellenformen zu verursachen, sich auch als frequenzabhängig erweisen wird. Durch Ausbildung einer Wellenform in der Frequenzebene zwecks Minimierung der bei Schmerz erzeugenden Frequenzen übertragenen Energie können wir eine Wellenform schaffen, die die Vorhöfe entflimmern und keinen Schmerz verursachen wird. Da der Energiebedarf für die Vorhofentflimmerung so niedrig ist, kann es möglich sein, einen Schock zu finden, der die zweifache oder sogar vielfache Energie der besten zweiphasigen Wellenform erfordert, aber diese Energie bei einer Frequenz überträgt, die die Schmerzrezeptoren nicht reizt. Ein solcher Schock kann von Patienten besser toleriert werden.
1. Frequenzabhängigkeit zur Entflimmerung
Bei den zwei Untersuchungen, die ich bei UAB durchführte, fand ich, dass die Wirksamkeit der Ventrikelentflimmerung mit sinusförmigen Wellenformen eine Funktion der Frequenz der Schocks von 20 ms und 40 ms Dauer ist (10 und 11). Diese Beziehung zeigt, dass sehr niedrige Frequenzen zur Entflimmerung nicht sehr gut sind und dass die Wirksamkeit bei Erhöhung der Frequenz bis zu einer maximalen Wirksamkeit bei etwa 75–100 Hz besser wird. Wenn die Frequenz dann weiter erhöht wird, geht die Wirksamkeit wieder zurück. Der ED50-Strom zur Entflimmerung mit einer Wellenform bei 300 Hz ist etwa 60% höher als der für die optimale Frequenz. Wenn diese Wellenform bei 300 Hz die Schmerzrezeptoren weniger reizen könnte, wäre die Erhöhung der übertragenen Energie kein Problem, da die elektrischen Anforderungen für eine Vorhofentflimmerung so gering sind.
2. Frequenzabhängigkeit zu kutaner und skeletaler Muskelreizung
Die Kurve bezüglich der Wahrnehmung kutaner Reizung und Schmerzen durch elektrische Reizung mit sinusförmigen Wellenformen ist ebenfalls frequenzabhängig. Die Frequenzabhängigkeit dieser Wellenformen zeigt ein ähnliches Verhältnis, eine Zunahme bis zu einer optimalen Frequenz in dem Bereich von 50–100 Hz und dann eine Abnahme bei höheren Frequenzen. Die elektrischen Anforderungen für die Wahrnehmung einer Wellenform bei 300 Hz sind höher als für die optimale Frequenz. Und eine ähnliche Beziehung gibt es für die Wahrnehmung skeletaler Muskelreizung mit sinusförmigen Wellenformen.
3. Frequenzabhängigkeit zu Herzschrittmacher- und Flimmerschwelle
Herzstimulierung durch sinusförmige Wellenformen zeigte nachweislich eine Frequenzabhängigkeit mit einer Beziehung, die denen anderer Kurven sehr ähnlich ist mit abnehmender Wirksamkeit bei sehr niedrigen und hohen Frequenzen. Die Flimmerschwelle für Stimulierung durch sinusförmige Wellenformen zeigte ebenfalls nachweislich eine ähnliche Frequenzabhängigkeit. Die Vorhofentflimmerung mit einer Wellenform höherer Frequenz würde den zusätzlichen Vorteil bieten, dass die Herbeiführung von Ventrikelflimmern weniger wahrscheinlich als mit den gegenwärtig benutzten Wellenformen wäre.
Es ist wahrscheinlich, dass die Schmerzschwelle der Vorhofentflimmerung bei sinusförmigen Wellenformen eine Frequenzabhängigkeit zeigt, die bei allen diesen Kurven ähnlich ist. Wenn das so ist, könnte hypothetisch eine Wellenform von 300, 600, 1000 Hz oder sogar einer noch höheren Frequenz entflimmern (wenngleich mit mehr Energie als die optimale Wellenform), aber wie die optimalen Schocks nicht Schmerzrezeptoren reizen. Die Zeitdauer dieser Wellenformen kann auch verlängert werden, um den erforderlichen Spitzenstrom zu verringern, was sich zur Schmerzvermeidung als wichtig erweisen kann. Daher ist es möglich, dass eine höher frequente Wellenform von längerer Dauer bei 6 bis 15 Joule entflimmern kann, aber nicht so schmerzhaft ist wie eine BTE-Wellenform mit 2 bis 3 Joule. Typische implantierbare Ventrikel-Defibrillatoren können 25 bis 30 Joule übertragen, ohne dass sie zu groß für die Implantierung sind. Daher wird die Energie hier so lange nicht der begrenzende Faktor sein, wie die Energie bei Frequenzen übertragen wird, die die Vorhöfe entflimmern und Schmerzrezeptoren nicht reizen.
Bei dieser Anwendung der vorliegenden Erfindung wird die Energie wiederum in einem gezielten Frequenzband übertragen, nur hat sich das Ziel nun zu höheren, nicht optimalen Frequenzen verschoben. Diese zuvor veröffentlichten Untersuchungen legen nahe, dass höhere Frequenzen nicht so schmerzhaft sind wie Frequenzen um 100 Hz. Und unsere Daten lassen vermuten, dass höhere Frequenzen höhere Ströme als Frequenzen um 100 Hz erfordern. Daher wird der bestimmende Faktor die relative Neigung dieser zwei Kurven sein. Wenn die Kurve der Schmerzschwelle und die ED50-Kurve der Entflimmerung die gleiche Neigung haben, lässt sich mit Schocks höherer Frequenz kein Vorteil erreichen. Wenn diese zwei Kurven jedoch bei höheren Frequenzen divergieren, wird es möglich sein, eine mehrphasige Wellenform aus drei oder mehr Impulsen auszubilden, deren Energie bei nicht optimalen Frequenzen übertragen wird und die bei dem Patienten, der den Schock empfängt, weniger Schmerz verursachen werden. In ähnlicher Weise wie der, die im Einzelnen in dem folgenden Abschnitt diskutiert wird, kann es auch möglich sein, die die Schmerzrezeptoren reizenden Frequenzbereiche zu identifizieren und diese Frequenzen aus einer wirksamen Wellenform herauszufiltern. Wiederum wird die Wellenform in der Frequenzebene optimiert und dann in die Zeitebene zurücktransformiert.
C). REPRÄSENTATIVE ANWENDUNGEN DIESER ERFINDUNG AUF INTERNE VENTRIKELENTFLIMMERUNG
Eine Anwendung dieser Erfindung auf interne Ventrikelentflimmerung ist sehr ähnlich der zuvor diskutierten Anwendung bei der externen Ventrikelentflimmerung. Obgleich die Patientenimpedanz bei der internen Ventrikelentflimmerung nicht so stark variiert wie bei der externen Ventrikelentflimmerung, gibt es noch einen Bereich der Patientenimpedanz, auf den man sich einstellen muss. Die Zeitkonstante für den Patienten mit durchschnittlicher Impedanz muss ferner durch Auswahl der optimalen Kapazität ausgewählt werden, und die optimale Dauer und Schaltfrequenz muss experimentell bestimmt werden. Mit den Lehren dieser Erfindung könnte man eine mehrphasige, gestutzte, exponentielle Wellenform ausbilden, die die maximale Energiemenge in dem gewünschten Frequenzband übertragen würde. In Reaktion auf eine Impedanzänderung würde diese Methode die Reizfrequenz konstant oder bei Angabe variabler Impulsdauern in der vorbestimmten Sequenz halten (wie zuvor im Abschnitt A diskutiert wurde).
Eine andere Anwendung der Erfindung auf interne Ventrikelentflimmerung würde die Identifizierung von Frequenzbändern umfassen, die zur Entflimmerung wichtig sind und die zur Entflimmerung nicht wichtig sind. Man könnte dann ein Filter zur Löschung der Energie von den Frequenzbändern ausbilden, die nicht zur Entflimmerung beitragen, was dann eine Wellenform geringerer Energie mit äquivalenter Entflimmerungswirksamkeit ermöglicht. Ich sage vorbehaltlich experimenteller Bestätigung voraus, dass die sehr niedrigen und höheren Frequenzen nicht zur Entflimmerungswirksamkeit beitragen werden. Wenn sich dies als richtig herausstellt, kann die Energie in diesen Frequenzen aus dem Ausgang herausgefiltert werden, bevor die Wellenform dem Patienten appliziert wird.
D). EXPERIMENTELLE UNTERSUCHUNGEN, DIE DIESE ERFINDUNG BESTÄTIGEN
Transthorakale Entflimmerung
Es wurde eine Untersuchung am Tier durchgeführt, bei der die Ventrikelentflimmerungswirksamkeit der Edmark-Wellenform nach Industriestandard, der BTE-Wellenform des FORERUNNER^®- Geräts von Heartstream und einer nach der erfindungsgemäßen Lehre ausgebildeten, vierphasigen, gestutzten, exponentiellen (QTE)-Wellenform verglichen wurden. Diese drei Wellenformen wurden auf Entflimmerungswirksamkeit bei jeder der drei Impedanzwerte getestet, die zur Simulierung der mittleren menschlichen Impedanz und von zwei Extremwerten ausgewählt wurden. Die in 13A gezeigten Wellenformen wurden an einem Hundemodell transthorakaler Entflimmerung getestet. Die Parameter der QTE-Wellenform, wie Zeitkonstante, Einzelimpulsdauer und Gesamtimpulsdauer, müssen in weiteren Tierstudien optimiert werden und können durch Untersuchungen an Menschen eine weitere Verfeinerung erfordern. Diese Studie weist jedoch auf einige der Vorteile der vorliegenden Erfindung gegenüber dem Stand der Technik hin. Die Daten aus der Studie sind in Tabelle 1 und in 13B gezeigt und zeigen die überlegene transthorakale Entflimmerungswirksamkeit der BTE-Wellenform gegenüber der Edmark-Wellenform über alle untersuchten simulierten Impedanzwerte (p < 0,0001). Ferner zeigend die Daten, dass die neue QTE-Wellenform auch gegenüber der Edmark-Wellenform eine überlegene Entflimmerungswirksamkeit zeigt, die wiederum über alle untersuchten simulierten Impedanzwerte (p < 0,0001) klar ersichtlich war. Der direkte Vergleich der BTE- und QTE-Wellenform zeigte, dass über die fünf untersuchten Energie-Impedanz-Kombinationen insgesamt kein signifikanter Unterschied in der Entflimmerungswirksamkeit vorlag. Jedoch bei einer Kombination (138 Ω, 24 J) wurde die QTE-Wellenform als wirksamer als die BTE-Wellenform angesehen (71% gegenüber 49%, p = 0,011 (Grenzsignifikanz)). Eine ergänzende Studie wurde durchgeführt, um die BTE- und QTE-Wellenform bei simulierten Patienten hoher Impedanz zu vergleichen. Diese Studie ergab, dass der Schätzwert des mittleren ED50-Spitzenstroms der QTE-Wellenform etwa 1 A niedriger war als der, welcher bei der BTE-Wellenform (p = 0,0049) beobachtet wurde. Die Ergebnisse dieser Studie lassen vermuten, dass die QTE-Wellenform bei Patienten mit niedriger und mittlerer Impedanz so wirksam wie die BTE-Wellenform und bei Patienten mit hoher Impedanz möglicherweise wirksamer ist. Dies ist klinisch wichtig, weil Patienten mit hoher Impedanz nach Berichten mit den gegenwärtigen Defibrillatoren zu schlechteren Ergebnissen kommen. Eine QTE-Wellenform oder eine ähnliche von weiteren Studien abhängende mehrphasige Wellenform könnte leicht in einem klinisch bedeutsamen Gerät implementiert werden, da die Schaltungsparameter, wie Kapazität und Spitzenspannung, die gleichen bleiben würden. Der Unterschied ist, dass die Ausgangspolarität dreimal umgeschaltet würde anstatt einmal wie bei der BTE-Wellenform. Ein anderer Vorteil der QTE-Wellenform ist, dass die Impedanzausgleichsstrategie eine passive Strategie ist und während der Stoßentladung keine elektrischen Parameter des Patienten überwacht werden müssen. Diese Änderung könnte möglicherweise zu kleineren und weniger kostspieligen Defibrillatoren führen, die für die Entwicklung automatischer externer Defibrillatoren zur öffentlichen Benutzung wichtig sein könnten. Mehrere öffentliche Gesundheitsorganisationen haben eine weite Verbreitung von öffentlich zugänglichen Defibrillatoren in Gebäuden und Bereichen befürwortet, die von großen Personenzahlen frequentiert werden. Um diese Ziele zu erreichen, müssen die Defibrillatoren einfach zu benutzen und weniger kostspielig als die gegenwärtig verfügbaren Modelle sein. Diese Untersuchung hat gezeigt, dass eine Entflimmerungswellenform nach den Grundlagen dieser Erfindung eine Wellenform ergibt, die wirksamer als der Stand der Technik ist, und mit einem einfacheren und wahrscheinlich weniger kostspieligen Defibrillator erzeugt werden kann.
Tabelle 1 Gemessene elektrische Parameter (Mittelwert ± Standardabweichung) aus dem Hauptteil dieser Untersuchung. Für jede Wellenformklasse (Edmark, BTE und QTE) wurden drei simulierte Impedanzwerte (39, 85 und 138 Ω) bei zwei verschiedenen Zielenergiewerten (18 und 24J) untersucht.

* BTE- und QTE-Erfolg waren > Endmark-Erfolg über alle Behandlungen (p < 0,0001). BTE- und QTE-Erfolg waren nicht verschieden, ausgenommen bei 138 Ω – 24 J (p = 0,011, siehe Text).

14 ist ein Blockdiagramm eines klinischen Geräts nach der Erfindung. In dieser Form umfasst die Erfindung einen Apparat zur Behandlung des Flimmerns oder der Tachykardie. Die Erfindung umfasst eine Entladungsenergiequelle 141 zur Energiespeicherung, etwa eine Reihe von Kondensatoren, zwei Patientenelektroden 142, die zur Herstellung eines elektrischen Kontakts mit dem Patienten eingerichtet sind, und einen Anschlussmechanismus, der zwischen der Energiequelle und den Elektroden und einem Regler eine elektrische Schaltung bildet. Der Anschlussmechanismus kann aus Drähten 143 bestehen, die die Energiequelle mit Schaltern 144 verbinden, die über Patientenkabel 145 an die Patientenelektroden 142 angeschlossen sind. Ein Regler 146 steuert den Anschlussmechanismus so, dass durch Öffnen und Schließen der Schalter 144 von der Energiequelle 141 den Patientenelektroden 142 Impulse elektrischer Energie zugeführt werden. Nach einer Form der Erfindung bilden die Impulse eine mehrphasige Wellenform mit drei oder mehr in der Frequenzebene optimierten Impulsen. Nach einer anderen Form der Erfindung betätigt der Regler 146 den Anschlussmechanismus so, dass von der Energiequelle an die Elektroden elektrische Energie in einer besonderen von mehreren Wellenformen (z. B. einphasig, zweiphasig und/oder mehrphasig) geliefert wird, von denen jede in der Frequenzebene optimiert ist.
Die Erfindung ist auch in einer Methode der Erzeugung einer Wellenform zur Behandlung des Herzflimmerns oder der Tachykardie bei einem Patienten verkörpert, bei dem man
die Energiequelle 141 über die mit dem Patienten in Kontakt befindlichen Patientenelektroden 142 (etwa durch Schließen der Schalter 144) entlädt, um aus der Energiequelle 141 elektrische Energie an die Elektroden 142 zu liefern, und
die Wellenform in der Frequenzebene optimiert.
Interne Vorhof- und Ventrikelentflimmerung
15B ist eine graphische Darstellung, die den mittleren ED50-Spitzenstrom zeigt, der zur Vorhofentflimmerung mit zweiphasiger und mehrphasiger Wellenform bei der gleichen Zeitkonstanten und Gesamtdauer innerhalb der Paare wie in 15A gezeigt erforderlich ist. Diese Daten sind aus einer Untersuchung, die mit Epikardelektroden an einem Schafmodell der Vorhofentflimmerung durchgeführt wurde. 16 ist eine graphische Darstellung, die den mittleren ED50-Spitzenstrom zeigt, der mit zweiphasigen und mehrphasigen Wellenformen mit der gleichen Zeitkonstanten und Gesamtdauer innerhalb der Paare wie in 15A gezeigt, zur Ventrikelentflimmerung erforderlich ist. Die Wellenformen, die die Daten in 15 ergaben, sind identisch mit den Wellenformen, die die Daten in 16 lieferten. Diese graphischen Darstellungen zeigen folgendes. Erstens verliert die zweiphasige Wellenform mit zunehmender Dauer ihre Wirksamkeit für Vorhofentflimmerung sehr dramatisch, während sie ihre Wirksamkeit für Ventrikelentflimmerung beibehält; dies ist ein sehr wichtiger Unterschied, der auf einen eigentümlichen Unterschied des Vorhof- und Ventrikelgewebes hinweist. Zweitens behält die mehrphasige Wellenform ihre Wirksamkeit für Vorhof- und Ventrikelentflimmerung mit zunehmender Dauer bei. Drittens ermöglichen mehrphasige Wellenformen längerer Dauer bei optimierten Schaltfrequenzen in der Frequenzebene eine Verringerung des für Vorhof- und Ventrikelentflimmerung erforderlichen Spitzenstroms. Eine noch stärkere Verringerung des zur Vorhofentflimmerung beim Menschen erforderlichen Spitzenstroms als hier angegeben ist nach Optimierung der Reizfrequenz und Wellenformdauer möglich, und dies sollte eine schmerzfreie elektrische Therapie für die Vorhofentflimmerung ergeben.
Summarischer Abriss experimenteller Daten
Die Anwendung der Erfindung auf Ventrikelentflimmerung mit externen Elektroden war Gegenstand einer in den 13A und 13B zusammengefassten Untersuchung, die zeigte, dass eine mehrphasige Wellenform eine ausgeprägte Verbesserung gegenüber der Edmark-Wellenform und eine Verbesserung gegenüber der zweiphasigen Wellenform des FORERUNNER^®-Geräts von Heartstream bei Patienten mit hoher Impedanz ergab. Da die Patientenimpedanz bei externer Entflimmerung so viel mehr als bei interner Entflimmerung variiert, ist der Impedanzausgleich bei externen Defibrillatoren sehr wichtig. Meine Tieruntersuchung lassen darauf schließen, dass eine mehrphasige Wellenform bei menschlichen Patienten hoher Impedanz der zweiphasigen Wellenform überlegen ist. Vorteile der mehrphasigen Wellenform der vorliegenden Erfindung gegenüber dem Stand der Technik sind passiver Impedanzausgleich, keine Notwendigkeit irgendwelcher Impedanzmessungen während der Stoßentladung, bei Patienten mit hoher Impedanz größere Wirksamkeit als bei aktiver Impedanzausgleichsstrategie des FORERUNNER^®-Geräts von Heartstream, und nach Beendigung des Stoßes weniger auf dem Kondensator zurückgebliebene Energie, die irgendwo entladen werden muss. Alle diese Vorteile resultieren in einem kleineren, weniger komplizierten, weniger kostspieligen, wirksameren externen Defibrillator.
Die Anwendung dieser Erfindung auf Vorhof- und Ventrikelentflimmerung mit internen Elektroden war Gegenstand von Untersuchungen, die in den 15 und 16 zusammengefasst wurden. Unsere Untersuchungen fanden, dass die mehrphasige Wellenform bei Erhöhung der Dauer auf 24 ms ihre Wirksamkeit für Vorhofentflimmerung beibehält, wenn bei einer Schaltfrequenz von 83 Hz die Einzelimpulsdauern 6 ms waren. Als die gleichen Wellenformen bei interner Ventrikelentflimmerung untersucht wurden, behielt die zweiphasige Wellenform ihre Wirksamkeit über längere Dauern bei, aber selbst dann erforderte die mehrphasige Wellenform weniger Spitzenstrom als die zweiphasige Wellenform. Eine andere Untersuchung, bei der die Schaltfrequenz der mehrphasigen gestutzten exponentiellen Wellenformen variiert wurden, ergab, dass hohe Frequenzen von 138 Hz geringere Spitzenströme als die Wellenform mit 83 Hz erforderten. Für die Vorhofentflimmerung werden weitere Studien bei noch höheren Frequenzen als 138 Hz benötigt. Auf jeden Fall lassen die bisherigen Daten darauf schließen, dass die Vorhöfe höhere Reizfrequenzen als die Ventrikel bevorzugen. Wir erwarten, dass Dauern hinaus bis 50 oder 100 ms eine weitere Reduzierung des zur Vorhofentflimmerung erforderlichen Spitzenstroms zeigen werden. Die Gesellschaft Incontrol berichtete, dass ein 1/3 ihrer Patienten damit vertraut gemacht werden konnten, ihren BTE-Schock von 12 ms Gesamtdauer zu tolerieren, 1/3 ihrer Patienten wünschten ein Beruhigungsmittel, um dem Schmerz während des Schocks die Spitze zu nehmen, und ein 1/3 ihrer Patienten wünschte vor Anwendung des Schocks betäubt zu werden. Wenn wir annehmen, dass es der Spitzenstrom (oder die Spitzenspannung) ist, der in direkter Beziehung zu dem mit der Vorhofentflimmerung verbundenen Schmerz steht, und wenn die Lehre dieser Erfindung diesen erforderlichen Spitzenstrom (oder die Spitzenspannung) um 20% verringern kann, wäre das wahrscheinlich eine signifikante Verbesserung gegenüber dem Stand der Technik. Denn dies würde wahrscheinlich bedeuten, dass vielleicht 50% der Patienten die Behandlung aushalten können anstatt der 1/3, die es gegenwärtig können. Wenn die vorliegende Erfindung den Spitzenstrom jedoch auf etwa die Hälfte dessen reduzieren kann, der jetzt erforderlich ist, werden wir eine Wellenform haben, die schmerzlos die Vorhöfe mit internen Elektroden entflimmern kann.
Wenn weitere experimentelle Untersuchungen feststellen, dass eine Reduzierung des Spitzenstroms nicht ausreicht, um den Schmerz der Vorhofentflimmerung zu reduzieren, dann kann es möglich sein, eine nicht optimale Schockwellenform zu definieren, die zwei- oder dreimal so viel Energie wie ein optimaler Schock erfordert, aber noch keinen Schmerz verursacht. Der Grund hierfür ist, dass es für den Schmerz durch elektrische Reizung ein Frequenzabhängigkeit gibt. Es gibt auch eine ähnliche Frequenzabhängigkeit für die Fähigkeit, die Vorhöfe zu entflimmern. Dies lässt erwarten, dass ein Schock von 400 bis 600 Hz, der erheblich mehr Energie als eine optimale BTE-Wellenform erfordern mag, die Schmerzrezeptoren weniger reizen kann und daher weniger Schmerz verursachen wird. Selbst höhere Frequenzen, wie etwa 1000 bis 2000 Hz, werden noch weniger in der Lage sein, die Schmerzrezeptoren zu reizen, aber weitere Studien werden nötig sein, um zu bestätigen, dass die Vorhöfe mit diesen Frequenzen entflimmert werden können. Auf jeden Fall werden die Wellenformen in der Frequenzebene optimiert, um die in günstigen Frequenzbanden zugeführte Energie zu maximieren und die in anderen Frequenzbanden zugeführte Energie zu minimieren.
17 erläutert die Wichtigkeit des Phasenwinkels der Fourier-Transformation bei der Bestimmung der Entflimmerungswirksamkeit einer elektrischen Wellenform. Zwei zweiphasige Wellenformen sind in der oberen Reihe der Figur gezeigt Eine Wellenformen sind in der oberen Reihe der Figur gezeigt: Eine hat eine erste Phase mit einer Amplitude von 35 A und eine zweite Phase mit einer Amplitude von 18 A; die zweite hat eine erste Phase mit einer Amplitude von 18 A und eine zweite Phase mit einer Amplitude von 35 A. Alle Phasendauern bei beiden Wellenformen sind 4 ms. Die graphischen Darstellungen in der mittleren Reihe der Figur zeigen die Amplitude der Fourier-Transformation für jede Wellenform, während die graphischen Darstellungen in der unteren Reihe der Figur die Phasenwinkel der Fourier-Transformation jeder Wellenform zeigen. Als das MU-Labor diese Wellenformen bei der Ventrikelentflimmerung von Kälbern mit externen Elektroden untersuchte, war die erste zu 75% erfolgreich, während die zweite nur zu 23% erfolgreich war. Da die Fourier-Transformation eine reversible Transformation ist, ist die in den Wellenformen in der Zeitebene enthaltene gesamte Information auch bei Darstellung in der Frequenzebene enthalten. Da die graphischen Darstellungen der Amplitude der Fourier-Transformation dieser beiden Wellenformen identisch sind, muss der Unterschied in der Wirksamkeit auf die Unterschiede in den graphischen Darstellungen des Phasenwinkels zurückzuführen sein. Die Wellenform wird in der Frequenzebene dadurch optimiert, dass man eine Wellenform so auswählt, dass eine dominierende Frequenz der Fourier-Transformation der Wellenform in der Frequenzebene in einem vorgewählten Bereich ist, und den optimalen Phasenwinkel der Transformation der Wellenform in der Frequenzebene auswählt. Mit anderen Worten wird die Wellenform in der Frequenzebene dadurch ausgebildet, dass man eine Energieverteilung und einen Phasenwinkel in der Frequenzebene auswählt und eine Fourier-Rücktransformation erzeugt, um die Wellenform in der Zeitebene zu definieren.
18 erläutert, wie die Schaltfrequenz der gestutzten exponentiellen Wellenform den dominanten Frequenzzipfel der Fourier-Transformation beeinflusst. Alle Wellenformen haben die gleiche Dauer und Abklingzeitkonstante und sind in der linken Spalte in der Zeitebene und in der rechten Spalte in der Frequenzebene dargestellt. Die oberste Wellenform ist einphasig, und der dominante Frequenzzipfel ist etwa 0 Hz. Die zweite Wellenform ist zweiphasig, und der dominante Frequenzzipfel ist etwa 40 Hz. Die Fourier-Transformation der dreiphasigen Wellenform hat eine dominante Frequenz von etwa 75 Hz. Die dominante Frequenz der vierphasigen Wellenform ist etwa 100 Hz. Und die dominante Frequenz der fünfphasigen Wellenform ist etwa 120 Hz. Durch Auswahl der Schaltfrequenz kann der dominante Frequenzzipfel der Fourier-Transformation auf eine optimale Frequenz gesetzt werden.
Im Hinblick auf das oben Gesagte ist ersichtlich, dass die verschiedenen Ziele der Erfindung erreicht und andere vorteilhafte Ergebnisse erzielt werden.
Da verschiedene Änderungen an den obigen Produkten und Methoden vorgenommen werden können, ohne den Erfindungsumfang zu verlassen, soll die gesamte, in der obigen Beschreibung enthaltene und in der beigefügten Zeichnung dargestellte Materie als beispielhaft und nicht in einem einschränkenden Sinne interpretiert werden.

Claims

Apparat zur Behandlung des Herzflimmerns oder der Tachykardie mit einer Entladeenergiequelle (141), zwei zur Herstellung eines elektrischen Kontakts mit einem Patienten eingerichtete Elektroden (142), einem zwischen der Energiequelle und den Elektroden einen elektrischen Stromkreis bildenden Anschlußmechanismus (143, 144, 145), einem den Anschlußmechanismus betreibenden Regler zur Abgabe von Impulsen elektrischer Energie von der Energiequelle an die Elektroden, wobei die Impulse eine mehrphasige Wellenform mit drei oder mehr Impulsen haben und die Wellenform eine ausgewählte Energieverteilung und eine n ausgewählten Phasenwinkel in der Frequenzebene hat, und Einrichtungen zur Auswahl der Energieverteilung und des Phasenwinkels der Wellenform in der Frequenzebene.
Apparat des Anspruchs 1, bei dem die Energieverteilung und der Phasenwinkel so ausgewählt sind, daß eine dominante Frequenz der Fourier-Transformation der Wellenform in der Frequenzebene ausgewählt ist, um die Wirksamkeit zu maximieren und Schmerz zu minimieren.
Apparat des Anspruchs 1 oder 2, bei dem die Energieverteilung und der Phasenwinkel ausgewählt sind, so daß eine dominante Frequenz der Fourier-Transformation der Wellenform in der Frequenzebene in einem vorgewählten Bereich ist, und/oder durch Auswählen eines optimalen Phasenwinkels.
Apparat eines der Ansprüche 1 bis 3, bei dem die Wellenform in der Frequenzebene dadurch optimiert wird, daß man eine Energieverteilung und einen Phasenwinkel in der Frequenzebene auswählt und eine umgekehrte Fourier-Transformation erzeugt, um die Wellenform in der Zeitebene zu definieren.
Apparat eines der Ansprüche 1 bis 4, bei dem die Energieverteilung und der Phasenwinkel so ausgewählt sind, daß eine dominante Frequenz der Wellenform in der Frequenzebene in dem Bereich von etwa 40 bis 160 Hertz oder etwa 400 bis 600 Hertz oder etwa 1000 bis 2000 Hertz ist.
Apparat des Anspruchs 5, bei dem der Prozentsatz der Energie der Wellenform in dem gewünschten Bereich größer als der Prozentsatz der Energie der Wellenform außerhalb des gewünschten Bereichs ist.
Apparat eines der Ansprüche 1 bis 6, bei dem die Elektroden zur elektrischen Berührung der Haut eines Patienten oder des Ventrikels des Patienten zur Ventrikelentflimmerung oder Ventrikelkardioversion eingerichtet sind, um Tachykardie zu behandeln, und bei dem die Energieverteilung und der Phasenwinkel so ausgewählt sind, daß eine dominante Frequenz der Wellenform in der Frequenzebene etwa 100 Hartz ist.
Apparat des Anspruchs 7, bei dem die Impulse eine festgelegte Gesamtdauer von etwa 20 Millisekunden haben.
Apparat eines der Ansprüche 1 bis 6, bei dem die Elektroden zur elektrischen Berührung der Haut eines Patienten oder des Vorhofs des Patienten zur Vorhofentflimmerung oder Vorhofkardioversion (zur Behandlung von Tachykardie) eingerichtet sind, und bei dem die Energieverteilung und der Phasenwinkel so ausgewählt sind, daß eine dominante Frequenz der Wellenform in der Frequentebene etwa 125 Hertz ist.
Apparat des Anspruchs 9, bei dem die Impulse eine festgelegte Gesamtdauer von etwa 50–100 Millisekunden haben.
Apparat eines der Ansprüche 1 bis 10, bei dem der Regler von der Energiequelle an die Elektroden elektrische Energie mit vierphasigen gestutzten exponentiellen Impulsen abgibt.
Apparat des Anspruchs 11, bei dem jeder der Impulse die gleiche festgelegte Impulsdauer hat oder bei dem die Impulse eine Dauer von etwa 5 Millisekunden haben oder bei dem die Impulse eine festgelegte Gesamtdauer haben oder bei dem die festgelegte Gesamtdauer etwa 10 Millisekunden ist oder bei dem die festgelegte Gesamtdauer etwa 50 bis 100 Millisekunden ist.
Apparat des Anspruchs 11, bei dem die Impulse unterbrochen werden, wenn ihre Größe unter eine vorgegebene Spannung fällt oder die vorgegebene Spannung etwa 25% der Impulsanfangsspannung ist, oder bei dem die Impulse unterbrochen werden, wenn die kapazitive Ladung der Entladeenergiequelle unter eine vorgegebene Spannung fällt oder die vorgegebene Spannung etwa 25% der kapazitiven Anfangsladung ist.
Apparat des Anspruchs 11, bei dem die Impulse eine variable Impulsdauer haben oder bei dem die Impulse fortlaufend abnehmende Dauer haben oder bei dem die Dauer der Impulse 6 Millisekunden, 5,5 Millisekunden, 4,5 Millisekunden und 4 Millisekunden ist.
Apparat eines der Ansprüche 1 bis 14, bei dem der Regler den Anschlußmechanismus betreibt, um von der Energiequelle an die Elektroden elektrische Energie abzugeben, die eine spezielle Wellenform aus einer Mehrzahl von Wellenformen hat, die alle in der Frequenzebene optimiert sind.