DE69422052T2

DE69422052T2 - Vorrichtung zum erzeugen von elektroschocks optimaler dauer zur behandlung von herzarrhythmien

Info

Publication number: DE69422052T2
Application number: DE69422052T
Authority: DE
Inventors: Stephen J. Hahn; Raymond E. Ideker; Gregory P. Walcott
Original assignee: Cardiac Pacemakers Inc; Duke University
Current assignee: Cardiac Pacemakers Inc; Duke University
Priority date: 1993-10-06
Filing date: 1994-09-30
Publication date: 2000-08-03
Anticipated expiration: 2014-10-01
Also published as: DE69432870D1; DE69422052D1; CA2173323C; EP0782870A2; AU7925694A; EP0722349B1; US5540723A; US20010053925A1; JPH09506791A; EP0782870B1; US6643545B2; CA2173323A1; EP0722349A1; EP0782870A3; WO1995009673A1

Description

GEBIET DER ERFINDUNG

Die Erfindung betrifft das Gebiet der Behandlung von Herzarrythmien und insbesondere eine Vorrichtung zur Verabreichung eines Elektroschocks der optimalen Dauer an das Herz während der Behandlung von Herzarrhyhtmien.

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Kammerflimmern, eine häufig tödliche Herzarrhythmie, kann durch die Anwendung eines oder mehrerer elektrischer Stromimpulse beendet werden, die an das Herz über Elektroden abgegeben werden, die an die Brust angelegt werden oder in den Körper implantiert sind. Seit der ersten Anwendung eines vollständig implantierbaren Herzdefibrillators am Menschen 1980 hat sich die Forschung auf die Herstellung ständig kleinerer und effizienterer Defibrillationsvorrichtungen konzentriert. Außerdem wird durch die Reduzierung des Defibrillationsschwellen-(DFT-)Energiepegels, der durch Defibrillationsimpulse an das Herz angelegt wird, die Wahrscheinlichkeit der Zerstörung von Gewebe nahe den Elektroden reduziert.
Ein herkömmlicher implantierbarer Defibrillator weist einen elektrischen Impulsgenerator und eine Arrhythmieermittlungsschaltung auf, die mit dem Herz über eine Serie von zwei oder mehr Elektroden gekoppelt ist, die in den Körper implantiert sind. Eine Batteriestromversorgung und ein oder mehrere Ladungsspeicherkondensatoren werden zum Verabreichen von Defibrillationsschocks in Form von elektrischen Stromimpulsen an das Herz verwendet.
Gegenwärtig reduziert die größte Beschränkung in bezug auf die Reduzierung der Größe eines implantierbaren Defibrillators ist die Batteriegröße und die Größe des/der Speicherkondensators/en. Demzufolge konzentrieren sich bisher die Verbesserung auf dem Gebiet der implantierbaren Defibrillatoren auf zwei Bereiche: (1) effizientere Defibrillationswellenformen und (2) effizientere Elektrodenkonfigurationen und -anordnungen. Anders ausgedrückt heißt das, daß die primären Variablen, die bei der Konstruktion angepaßt werden können, um die Schockstärke herabzusetzen, die für eine Defibrillation erforderlich ist, diejenigen Variablen, die sich auf die Defibrillationswellenform, z. B. Dauer, Polarität und Wellenform, beziehen, und diejenigen Variablen sind, die sich auf die Elektroden, z. B. Materialien, Größe, Form und Lage, beziehen.
Ein Beispiel für die Entwicklung auf dem Gebiet der Elektroden ist im US-Patent 4827932 von Ideker et al. ausgeführt, das sich auf ein Paar beabstandete epikardiale implantierbare Defibrillationsfleckenelektroden bezieht. Eine entsprechende Patch-Elektrode ist auf jeder, nämlich der rechten und der linken Herzkammer angebracht, um zu versuchen, einen gleichmäßigen Spannungsgradienten über die gesamte Herzkammermasse zu erreichen.
Auf dem Gebiet der Defibrillationswellenformen offenbart das US-Patent 4641656 von Smits ein Verfahren zum Anlegen einer Folge von Defibrillationsimpulsen von einer Serie von 4 Elektroden an das Herz. Zwei benachbarte Elektroden haben eine positive Polarität, und die anderen beiden Elektroden haben eine negative Polarität, wenn versucht wird, Defibrillationsenergie in der Herzwand anstatt durch die Mitte des Herzes führend zu konzentrieren. Zwei oder mehr solche Impulse werden angelegt, wobei eine Umkehrung der Polarität eines Paares von gegenüberliegenden Elektroden zwischen jeden Impuls erfolgt.
Ein weiteres Impulsschema wird offenbart, bei dem die Polarität der vier Elektroden sich mit jeder benachbarten Elektrode abwechselt, wobei alle vier Elektroden gleichzeitig verwendet werden, um das Herz zu defibrillieren.
Weitere Beispiele von Defibrillationswellenformen sind im US-Patent 4637397 von Jones et al., 4800883 von Winstrom und 4821723 von Baker, Jr. et al. offenbart. Diese Patente offenbaren mehrphasige Defibrillationswellenformen, wobei die Polarität der Impulse umgekehrt wird. Das US-Patent 4768512 von Imran betrifft eine hochfrequente, gekürzte exponentielle Wellenform. Das US-Patent 4727877 von Kallok offenbart eine transvenöse Zuleitungskonfiguration, bei der ein erster elektrischer Impuls an ein erstes Paar von Elektroden zwischen der rechten Herzkammerspitze und der Vena cava superior abgegeben und nach einer vorbestimmten Verzögerung ein zweiter Impuls an ein zweites Paar von Elektroden zwischen der rechten Herzkammerspitze und dem Sinus coronarius abgegeben wird.
Ferner ist aus US-A-S 179946 eine Herzarrhythmiebehandlungsvorrichtung mit den Merkmalen des Oberbegriffs von Anspruch 1 bekannt.
Durch keine dieser Bemühungen wird jedoch die Wellenform hinreichend gesteuert, um die Effizienz der Defibrillationsimpulse zu maximieren und dadurch das Risiko einer Beschädigung des angrenzenden Gewebes zu reduzieren und die Größe der Batterien, Kondensatoren und anderer Defibrillatorhardware zu minimieren.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Vorrichtung zur Erzeugung einer optimalen Wellenform zur Behandlung von Herzarrhythmien eines Patienten bereitzustellen. Es ist eine weitere Aufgabe einer bevorzugten Ausführungsform, daß der Defibrillator eine einphasige oder zweiphasige optimale Wellenform zur Defibrillation des Herzes eines Patienten bereitstellt.
Eine zusätzliche Aufgabe einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist es, eine Vorrichtung mit einer optimalen Kapazität zur Erzeugung von Wellenformen bereitzustellen, die einen elektrischen Gegenschockimpuls zur Behandlung von Herzarrhythmien eines Patienten hervorrufen. Der vorliegende Erfindungsgegenstand erleichtert außerdem das Implantieren einer solchen Vorrichtung in einem Patienten.
Eine weitere Aufgabe einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist es, eine Wellenform bereitzustellen, die eine Beschädigung des Herzgewebes im Bereich des Herzes minimiert, der das Gegenschockwellenformsignal empfängt.
Unter einem ersten Aspekt der Erfindung wird eine Herzarrhythmiebehandlungsvorrichtung bereitgestellt, mit:
(a) einer Schockeinrichtung zum Abgeben eines Wellenformsignals an ein Paar Elektroden; und
(b) einer Ermittlungseinrichtung zum Ermitteln einer elektrischen Charakteristik über dem Paar Elektroden, wobei die elektrische Abgabe aus der Gruppe gewählt wird, die aus der Spannung über den Elektroden und dem Strom durch mindestens eine der Elektroden besteht, und wobei die Ermittlungseinrichtung eingerichtet ist, um die elektrische Charakteristik während der Abgabe des Wellenformsignals zu ermitteln, wobei die Vorrichtung gekennzeichnet ist durch:
(c) eine Zeitkonstantenberechnungseinrichtung zur Bestimmung der Wellenformzeitkonstante (ts) aus der elektrischen Charakteristik;
(d) eine Speichereinrichtung zum Speichern einer Modellzeitkonstante (tm) für Herzmuskelzellen;
(e) eine Membranspannungsberechnungseinrichtung zur Bestimmung, wann eine Herzmuskelmembranspannungsspitze erreicht ist, aus der Wellenformzeitkonstante und der Modellzeitkonstante; und
(f) eine Schaltereinrichtung zum Unterbrechen des Wellenformsignals, wenn die Membranspannungspitze erreicht ist.
Es wird somit eine elektrische Herzgegenschockvorrichtung bereitgestellt, mit einer Schaltung zum Abgeben eines Wellenformsignals an ein Paar Elektroden. Die Vorrichtung weist ferner eine Schaltung zur Ermittlung einer elektrischen Charakteristik eines Paares von Elektroden während der Abgabe des Wellenformsignals und zur Berechnung einer Wellenformzeitkonstante (ts) aus der ermittelten elektrischen Charakteristik auf. Der Defibrillator speichert eine Modellzeitkonstante (tm) und berechnet, wann die Membranspannungspitze erreicht ist, auf der Grundlage der Wellenformzeitkonstante und der Modellzeitkonstante. Schließlich weist die Vorrichtung eine Schaltelementschaltung auf, die das Wellenformsignal unterbricht, wenn die Membranspannungspitze erreicht ist.
Ein weiterer Aspekt der ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung stellt als Wahlmöglichkeit eine zweiphasige Herzdefibillationsvorrichtung mit einer Schaltung zur Abgabe einer zweiten Wellenform nach der ersten Wellenform dar, wobei die zweite Wellenform eine Polarität hat, die der der ersten Wellenform entgegengesetzt ist. Diese zweiphasige Vorrichtung kann auch während der Abgabe des zweiten Wellenformsignals eine elektrische Charakteristik eines Paares von Elektroden ermitteln und während des zweiten Wellenformsignals eine Wellenformzeitkonstante (ts) aus der elektrischen Charakteristik bestimmen. Die Vorrichtung berechnet auch, wann die Membranbasislinienspannung erreicht ist, aus der zweiten Wellenformzeitkonstante und der Modellzeitkonstante und unterbricht das zweite Wellenformsignal, wenn die Membranbasislinienspannung erreicht ist.
Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung kann in einem Herzarrhythmiebehandlungsverfahren mit den folgenden Schritten verwendet werden: Abgabe eines Wellenformsignals an ein Paar Elektroden, wenn die Elektroden zum Defibrillieren des Herzes eines Patienten positioniert sind. Eine elektrische Charakteristik des Paares von Elektroden wird während der Abgabe des verkürzten exponentiellen Wellenformsignals ermittelt, und eine Wellenformzeitkonstante (ts) wird aus der elektrischen Charakteristik bestimmt. Eine Modellzeitkonstante (tm) für eine Modellantwort auf die Wellenform wird bereitgestellt, und die Zeit, zu der eine Membranspannungspitze erreicht ist, wird aus der Wellenformzeitkonstante und der Modellzeitkonstante bestimmt. Das Wellenformsignal wird dann unterbrochen, wenn die Membranspannungspitze erreicht ist.
Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung, kann in einem Verfahren zur Abgabe eines zweiten verkürzten Wellenformsignals entgegengesetzter Polarität gegenüber dem ersten Wellenformsignal an das Paar von Elektroden verwendet werden. Als Wahlmöglichkeit wird eine elektrische Charakteristik des Paares von Elektroden während der Abgabe des zweiten Wellenformsignals ermittelt und bestimmt während des zweiten Wellenformsignals eine Wellenformzeitkonstante (ts) aus der elektrischen Charakteristik. Die Zeit, zu der die Membranbasislinienspannung erreicht ist, wird dann berechnet aus der zweiten Wellenformzeitkonstante und der Modellzeitkonstante. Das zweite Wellenformsignal wird dann unterbrochen, wenn die Membranbasislinienspannung erreicht ist.
Ein zweiter Aspekt der vorliegenden Erfindung ist ein Satz implantierbarer Herzarrhythmiebehandlungsvorrichtungen entsprechend dem ersten Aspekt der Erfindung oder ihrer bevorzugten Ausführungsformen, wobei eine Schockeinrichtung jedes Teils des Satzes einen Speicherkondensator zur Abgabe des Wellenformsignals aufweist und wobei jedes Teil des Satzes einen Speicherkondensator mit einer festen Kapazität aufweist, die sich von anderen Teilen des Satzes unterscheidet.

KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Fig. 1 ist ein Diagramm der Modellantwort auf eine einphasige verkürzte exponentielle Wellenform mit sich ändernden Impulsdauern.
Fig. 2 ist ein Diagramm der Modellantwort auf eine zweiphasige verkürzte exponentielle Wellenform mit sich ändernden zweiten Impulsdauern.
Fig. 3 ist ein Diagramm einer Modellantwort auf eine optimale zweiphasige verkürzte exponentielle Wellenform, die in der Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet wird.
Fig. 4 ist eine schematische Darstellung, die einen Herzdefibrillator gemäß der vorliegenden Erfindung darstellt.

AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung wird nachstehend ausführlicher mit Bezug auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben, in denen bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung dargestellt sind. Die Erfindung kann jedoch in vielen anderen Formen ausgeführt sein und sollte nicht durch die Ausführungsformen, die hier gemeint ist, eingeschränkt werden. Vielmehr legen die Anmelder dieser Ausführungsformen vor, so daß diese Offenbarung gründlich und vollständig ist und dem Fachmann den Schutzumfang der Erfindung vollständig vermittelt, wie er in den Ansprüchen definiert ist.
Die Verfahren und die Vorrichtung, die nachstehend beschrieben sind, sind mit Bezug auf einen Herzdefibrillator beschrieben. Wie der Fachmann anerkennen wird, können diese Verfahren jedoch ohne weiteres auf jede Vorrichtung ausgedehnt werden, die Arrhythmien mit elektrischem Gegenschock behandelt. Beispielsweise gelten die Prinzipien der vorliegenden Erfindung ebenso gut für die Behandlung von Vorhoftachyarrhythmien, Vorhoffflimmern, Reentry-Tachyarrhythmien, Herzkammertachykardien wie für Kammerflimmern. Diese Prinzipien unterstützen in jeder Vorrichtung, die einen elektrischen Impuls an das Herz abgibt, die Behandlung einer Herzarrhythmie.
Die Membran des Herzmuskels dient sowohl als Widerstand wie auch als Kondensator für den Stromfluß. Man geht davon aus, daß Herzaktivität und vielleicht Defibrillation auftritt, wenn ein elektrischer Reiz das transmembranöse Potential um mindestens einen gewissen minimalen Betrag verändert, um das transmembranöse Potential über einen bestimmten Schwellwert anzuheben. Dieses transmembranöse Schwellpotential muß möglicherweise nur für ein unendlich kleines Zeitintervall erreicht werden, wobei jedoch die Prinzipien der vorliegenden Erfindung ohne weiteres erweitert werden können, wenn das Schwellpotential für eine bestimmte minimale Zeitperiode überschritten werden muß, um eine Stimulation oder Defibrillation zu bewirken. Die unten dargelegte Beschreibung dient zur Bereitstellung einer Wellenform, die eine gewünschte Schwellspannung erreicht und dann sofort zur Basislinienspannung zurückzukehren beginnt. Wie vom Fachmann anerkannt werden wird, können die Prinzipien der vorliegenden Erfindung ohne weiteres erweitert werden, um ein Wellenformsignal bereitzustellen, das eine Spannung für eine gewählte endliche Zeit über dem gewünschten Schwellwert hält, indem die Dauer des Simulationsimpulses erhöht wird.
Der Widerstand und die Kapazität der Membran des Herzmuskels bilden eine RC-Schaltung. Dies bedeutet, daß eine über die Membran angelegte Spannung nicht unmittelbar auftritt, wenn die Spannung angelegt wird, sondern ansteigt wie eins minus eine Exponentialfunktion, wenn der Kondensator geladen wird. Wenn diese Zeitkonstante bekannt ist, kann die Zeit nach dem Beginn des Schocks, zu der die Änderung des transmembranösen Potentials einen Spitzenwert erreicht, für jede Schockwellenform berechnet werden. Diese Technik kann verwendet werden, um die Wellenform zu bestimmen, die mit der kleinsten Spannungsspitze oder Gesamtenergiespitze stimulieren und/oder defibrillieren kann. Als Alternative zur Erzeugung der optimalen Wellenform, kann diese Technik verwendet werden, um die beste Wellenform von denjenigen zu erzeugen, die praktischerweise von einem Defibrillator abgegeben werden können. Beispielsweise geben interne Defibrillatoren eine verkürzte exponentielle Wellenform ab, indem ein Kondensator in einem Defibrillator auf eine vorbestimmte Spannung geladen wird und dieser Kondensator dann über die Defibrillatorelektroden für einen bestimmten Zeitbetrag entladen wird, der Kondensator von den Defibrillationselektroden getrennt, wobei die exponentiell abfallende Schockwellenform verkürzt wird.
Erregbare Medien im allgemeinen und das Herz im besonderen sind bisher traditionell als parallele RC-Schaltung modelliert. Wenn ein Rechteckimpuls als Eingabe in das Modell verwendet wird, ist die resultierende Beziehung die Lapiquesche Gleichung zur Stimulation.
V(t) = atm/cm (1 - et/1m)
wobei V(t) die Spannung über dem Modell zur Zeit t, a die Amplitude der Eingangsrechteckwelle in Ampere, tm die Modellzeitkonstante und cm der Wert des Kondensators im Modell ist.
Dieses Modell kann erweitert werden, um V(t) vorherzusagen, wenn irgendeine geformte Wellenform als Eingabe verwendet wird. Die Schwelle-Dauer-Beziehung für eine Eingangswellenform kann durch Faltung der Impulsantwort einer parallelen RC-Schaltung mit der Eingangswellenform abgeleitet werden. Die Ableitung des Ergebnisses der Faltung wird dann genommen und auf 0 gesetzt, um die Antwortzeitspitze zu lösen.
Der oben beschriebene Vorgang wurde für verkürzte exponentielle Wellenformen genutzt, die als Eingabe verwendet werden. Die Gleichung für die Antwort einer parallelen RC-Schaltung auf eine abfallende verkürzte exponentielle Wellenform ist folgende:
wobei ts die Wellenformzeitkonstante ist.
Diese Gleichung kann auf eine Defibrillation angewendet werden. Wenn das gesamte Gewebe, das zwischen den beiden Elektroden ist, als parallele RC-Schaltung dargestellt wird, dann kann die Defibrillationsschwelle als diejenige Eingabe in das Modell definiert werden, die die Modellantwort V(t) auf eine bestimmte feste Antwort anhebt.
Cm ist zwar unbekannt, ist jedoch nur ein Skalierfaktor und hat daher keinen Einfluß auf den Rest der Analyse. Außerdem ist auch tm unbekannt. Anhand der Analyse der oben genannten Lapiqueschen Gleichung kann gezeigt werden, daß tm = 0,693 tc, wobei tc die Chronaxiezeit ist. Auf der Grundlage des in der Literatur angegebenen Wertes für die Chronaxie von der Defibrillation von 1 ms bis 4 ms ergibt sich dann ein Bereich von tm Werten von etwa 1,5 bis etwa 4,5 ms. Andere Verfahren zur Bestimmung von tm sind transmembranöse Gewebestudien unter Verwendung einer doppelten ausgebauchten Mikroelektrode in einem Gewebebad. Gewebestudien bei Tieren können analog auf den menschlichen Herz bezogen werden.
Obwohl tm von Patient zu Patient variiert, kann tm für das vorliegende Beispiel auf 3 ms angenähert werden. Aus diesen Gleichungen kann der optimale Kondensator für die exponentielle Wellenform bestimmt werden. Um V(t) für eine gegebene Eingabe zu maximieren, sollte ts dann gleich tm gesetzt werden. Ferner ist ts einfach gleich RC, der Widerstand zwischen den beiden Elektroden, multipliziert mit dem Kapazitätswert der Wellenform. Menschliche Widerstände variieren von etwa 20 Q bis etwa 80 Ω bei einem Mittelwert von 40 Ω. Deshalb wird für das vorliegende Beispiel der Mittelwert von 40 Ω zum optimalen Kondensatorwert für die exponentielle Wellenform von 75 uF verwendet. Die optimale Kapazität für einen Defibrillator kann also gewählt werden, indem der Widerstand der implantierten Elektroden gemessen und dann ein Kondensator gewählt wird, der die RC-Zeitkonstante des Defibrillators mit der Modellzeitkonstante gleichsetzt.
Als Alternative können in einem internen Defibrillator die Kapazität und die Schockdauer berechnet werden, um entweder die Spannung, auf die der Kondensator geladen werden muß, oder die Gesamtenergie, auf die der Kondensator geladen werden muß, auf der Grundlage der RC-Zeitkonstante der Herzmembran zu minimieren. Ein Mittelwert dieser Modellzeitkonstante tm kann experimentell bestimmt werden, indem entweder die Festigkeit-Dauer-Beziehung für eine Defibrillation direkt beim Menschen oder durch Extrapolation von Tieren auf Menschen bestimmt wird. Wie der Fachmann ferner verstehen wird, kann tm für einen bestimmten Patienten aus der Festigkeit-Dauer-Analyse des Patienten bestimmt werden, wobei die Festigkeit-Dauer-Kurve als Exponentialgröße mit tm als die Zeitkonstante dieser Funktion definiert ist.
Die Kondensatorentladungswellenformen werden verkürzt, um die Defibrillationseffizienz zu verbessern. Eine Analyse der oben erwähnten Gleichungen zeigt, daß die Modellantwort eine maximale Antwort zu einer bestimmten Zeit t erreicht und dann langsam auf null abfällt. Wenn die verkürzte Zeit länger als diese Zeit t ist, dann ist die Energie, die nach der Zeit t abgegeben wird, nutzlos, da sie zu keinem Anstieg von V(t) führt. Diese Zeit t ist (log(tm/ts)/(1/ts-1/tm)). Man beachte, daß sich in dieser Gleichung die Zeit t als Funktion von ts ändert. Der Kondensator in einer implantierbaren Vorrichtung ist fest, aber der Widerstand über die Elektroden kann von Patient zu Patient und bei dem gleichen Patienten über die Zeit variieren. Da der Widerstand eines Patienten bestimmt werden kann, wenn ein Schock abgegeben wird, kann die optimale Impulsdauer für jeden Schock bestimmt und der Impuls nach dieser Dauer verkürzt werden. Die Kapazität der hier beschriebenen Behandlungsvorrichtung ist hier mit Bezug auf einen Kondensatorwert in der Vorrichtung beschrieben. Wie man jedoch ohne weiteres anerkennen wird, muß die Kapazität der Vorrichtung oder des Geräts nicht von einem einzigen passiven Kondensator stammen, sondern kann eine wirksame Kapazität der Vorrichtung unter Beteiligungen von vielen verschiedenen Quellen sein.
Zusätzlich zu der oben beschriebenen Anwendung in bezug auf die einphasigen verkürzten exponentiellen Wellenformen können diese Prinzipien auch auf zweiphasige verkürzte exponentielle Wellenformen angewendet werden. Wie bei der einphasigen Wellenformanwendung wird die Impulsdauer einer ersten verkürzten exponentiellen Wellenform für einen bestimmten Patienten bestimmt, indem die Spannung an den Elektroden gemessen und ts für den ersten Impuls einer ersten Polarität bestimmt wird. Die Dauer des Impulses wird dann bestimmt, wie oben beschrieben, und der Impuls verkürzt, wenn diese Dauer erreicht ist. Bei der zweiphasigen Anwendung wird nach dem ersten Impuls dann der zweite Impuls angelegt. Dieser zweite Impuls ist von entgegengesetzter Polarität zum ersten Impuls und wird verkürzt, wenn das Potential der Membran vor Anlagen des ersten Impulses wieder auf die Anfangsspannung zurückgesetzt wird. Diese Anfangsspannung kann als Basislinienspannung bezeichnet werden und kann 0 V sein oder kann die Ruhespannung des Herzes sein. Die Dauer des zweiten Impulses kann auf gleiche Weise wie der erste Impuls bestimmt werden. Die Lösung der oben beschriebenen Gleichungen für die Dauer t, die zum Rücksetzen des Potentials auf die Basislinienspannung führt, führt zur folgenden Gleichung:
wobei tm die gleiche Modellzeitkonstante wie die für den ersten Impuls verwendete sein kann oder einzig für den zweiten Impuls bestimmt sein kann und ts für den zweiten Impuls aus dem Widerstand der Elektroden und des Herzes und den Werten der Kapazität des zweiten Impulses bestimmt wird und d1 die Dauer des ersten Impulses ist. Vorzugsweise ist die zweite Impulsdauer nicht länger als das 1,5- bis 2-fache der Dauer d1 des ersten Impulses. Der zweite Impuls kann dann zu der entsprechenden Zeit verkürzt werden, um die Membran effektiv auf die Basislinienspannung zurückzusetzen.
Wie in Fig. 1 zu sehen ist, ändert sich die Modellantwort auf eine einphasige Wellenform mit konstanter Amplitude, wenn sich die Dauer des Impulses ändert. In Fig. 1 nimmt die Amplitude der Antwort anfänglich mit zunehmender Impulsdauer zu, erreicht aber letztlich ein Maximum und beginnt dann abzufallen. In der in Fig. 1 gezeigten Antwort trägt die Energie der einphasigen verkürzten exponentiellen Wellenform nach 3 Millisekunden nicht zur erhöhten Spitzenamplitude bei und ist daher ineffizient.
Fig. 2 zeigt die Modellantwort auf die zweiphasige Wellenform mit einem ersten Impuls mit konstanter Amplitude von 6 Millisekunden. Die verschiedenen unterbrochenen Linien stellen sich ändernde Dauern des zweiten Impulses der zweiphasigen Wellenform dar. Die in Fig. 2 gezeigten Antworten zeigen folgendes: Wenn die Dauer des zweiten Impulses zunimmt, bewirkt die Energie des zweiten Impulses, daß die Amplitude der Antwort über die Basislinienamplitude hinwegschwingt und daher ineffizient ist.
Wie in Fig. 1 und 2 zu sehen ist, hat die Dauer des ersten Impulses und die Dauer des zweiten Impulses einen dramatischen Einfluß auf die Antwortwellenform. Fig. 3 zeigt die optimierte zweiphasige Wellenform gemäß der vorliegenden Erfindung für verschiedene Elektrodenwiderstandswerte. Wie in Fig. 3 zu sehen ist, wird die Antwortamplitudenspitze für jeden der Elektrodenwiderstände erreicht, und die Antwort kehrt zum Basislinienwert zurück, ohne überzuschwingen.
Obwohl die vorliegende Erfindung mit Bezug auf die Verwendung verkürzter exponentieller Wellenformen beschrieben worden ist, gelten die Prinzipien der vorliegenden Erfindung gleichermaßen auch für andere Wellenformen. Die optimale Dauer jeder Wellenform kann sowohl für den Anfangsimpuls abgeleitet werden, um eine Schwellspannung zu erreichen, als auch für einen Impuls mit entgegengesetzter Polarität, um zur Basislinienspannung zurückzukehren.
Bestimmte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden nachstehend mit Bezug auf Fig. 4 beschrieben.
Wie in der schematischen Darstellung in Fig. 4 gezeigt, weist eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung eine implantierbare Vorrichtung 10 zur Steuerung vom Herzarrhythmien auf. Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung weist eine elektronische Schaltung 11 auf, die in einem implantierbaren Gehäuse 12 enthalten ist. Die elektronische Schaltung 11 ist über eine Serie von Zuleitungen 14 und 15 mit einer Elektrodenkonfiguration 13 mit einer Serie von Elektroden verbunden, die angrenzend an Abschnitte des Herzes positioniert sind.
Die elektronische Schaltung 11 weist einen herkömmlichen EKG-Verstärker 21 zur Verstärkung erfaßter Herzsignale auf. Die verstärkten Herzsignale werden von einem herkömmlichen Arrhythmiedetektor 22 analysiert, der bestimmt, ob und welcher Arrhythmietyp vorliegt. Der Arrhythmiedetektor 22 kann ein Detektor verschiedener Typen sein, die dem Fachmann bekannt sind, und ist vorzugsweise in der Lage, zwischen einer malignen Tachykardie mit hoher Frequenz und einem Kammerflimmern zu unterscheiden, um im ersteren Falle niedrige Energieschocks abzugeben, als im letzteren Falle abzugeben sind.
Eine Kondensatorladeschaltung 23 lädt als Antwort auf ein Signal vom Arrhythmiedetektor 22 den Speicherkondensator 24 auf eine vorbestimmte Spannung aus der Batterie 25 auf. Die Spannung kann vor der Implantation der Vorrichtung 10 gewählt werden oder kann von der Bestimmung durch den Arrhythmiedetektor 22 abhängig sein. Die Entladung des Kondensators 24 wird vom Controller 26 oder einer mehrphasigen Schaltung gesteuert, wie sie beispielsweise im US-Patent 4850357 beschrieben ist. Der Kondensator 24 kann ein einzelner Kondensator oder eine Bank parallel geschalteter Kondensatoren von äquivalenter Kapazität sein, wie der Fachmann ohne weiteres verstehen wird.
Der Controller 26 gibt elektrische Impulse über einen programmierbaren Schalter 27 an die Elektroden ab. Wie der Fachmann ohne weiteres verstehen wird, kann die Spannungswellenform, die vom Kondensator 24 abgegeben wird, eine abfallende exponentielle Wellenform sein. Die Kondensatorladeschaltung 23, der Kondensator 24, die Batterie 25, der Controller 26 und der programmierbare Schalter 27 bilden also einen elektrischen Impulsgenerator für die Vorrichtung 10.
Bei Erzeugung eines Spannungsimpulses überwacht der Spannungsdetektor 32 die Spannung an den Elektroden 40 und 41 über die Zuleitungen 16 und 17. Diese Spannung wird an den Dauerkalkulator 30 zur Bestimmung der Zeitkonstante ts für den Impuls übergeben. Die Zeitkonstante wird bestimmt, indem die Spannung an den Elektroden 40 und 41 gemessen und die Änderungsgeschwindigkeit der Spannung an den Elektroden 40 und 41 bestimmt wird. Der Fachmann wird verstehen, daß aus der Änderungsgeschwindigkeit der Spannung an den Elektroden 40 und 41 die Zeitkonstante ts ohne weiteres bestimmt werden kann. Es wird dem Fachmann ferner folgendes verständlich sein: Obwohl die Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die in Fig. 4 dargestellt ist, eine Spannungsermittlung benutzt, um die Zeitkonstante ts zu bestimmen, könnte als Alternative der durch die Elektroden 40 und 41 fließende Strom gemessen und die Zeitkonstante ts aus dem Strom bestimmt werden. Ein Verfahren zur Messung des Stroms bestünde darin, einen niedrigen Widerstandswert in Reihe mit den Elektroden 41 und 40 zu schalten und die Spannung über diesen Widerstand zu messen. Die Spannung ist dann direkt proportional dem durch die Elektroden fließenden Strom. Wenn die Zeitkonstante ts bestimmt ist, verwendet der Dauerkalkulator 30 ts in Kombination mit der entsprechenden Modellzeitkonstante aus dem Zeitkonstantenspeicher 31, um die entsprechende Dauer des Impulses zu bestimmen.
Bei einem einphasigen System wird die Dauer des Impulses so bestimmt, daß der Impuls beendet wird, wenn die maximale Spannung am Gewebe erreicht ist. Bei einem zweiphasigen System wird die Dauer für eine maximale Spannung für den ersten Impuls und die Dauer zum Rücksetzen des Gewebes auf die Basislinienspannung für den zweiten Impuls mit entgegengesetzter Polarität bestimmt. Die Bestimmung der entsprechenden Dauer der Impulse kann unter Verwendung der oben beschriebenen Prinzipien durchgeführt werden.
Die Impulsdauerinformation kann dann vom Dauerkalkulator 30 an den Controller 26 übergeben werden, der den Impuls unterbricht, nachdem die gewünschte Dauer erreicht ist, indem er den programmierbaren Schalter 27 steuert. Wie der Fachmann verstehen wird, können der Spannungsdetektor 32, der Dauerkalkulator 30 und der Zeitkonstantenspeicher 31 dem Fachmann bekannte, elektronische Schaltungen zum Messen von Spannungen, Speichern von Information und Durchführen mathematischer Berechnungen benutzen. Wie der Fachmann weiter verstehen wird, können der Spannungsdetektor 32, der Dauerkalkulator 30 und der Zeitkonstantenspeicher 31 eine Vielzahl von integrierten Schaltungen aufweisen oder können in eine einzige integrierte Schaltung oder in die elektronische Schaltung des oben beschriebenen elektrischen Impulsgenerators einbezogen sein.
Was den Zeitkonstantenspeicher 31 betrifft, so können die Werte der Modellzeitkonstante tm bei der Herstellung in die Vorrichtung einbezogen oder zur Zeit der Implantation in die Vorrichtung einprogrammiert werden. Die Modellzeitkonstante kann also für jeden einzelnen Patienten angepaßt werden. Ferner kann die Modellzeitkonstante nach der Implantation bei einem bestimmten Patienten über die Zeit aktualisiert werden. Daß die Modellzeitkonstante nach der Implantation aktualisiert werden kann, würde es ermöglichen, daß die Vorrichtung die Änderungen der RC-Zeitkonstante der Herzmembran des Patienten über die Zeit kompensiert oder sich an diese anpaßt. Ferner kann eine Modellzeitkonstante sowohl für einphasige als auch für zweiphasige Systeme und sowohl für Impulse zweiphasiger Systeme oder einzelne Modellzeitkonstanten verwendet werden für den ersten und den zweiten Impuls eines zweiphasigen Systems. In der vorliegenden Erfindung werden Modellzeitkonstante von etwa 1 bis etwa 4 Millisekunden bevorzugt und von etwa 2,5 bis etwa 3,5 Millisekunden besonders bevorzugt.
Ein weiterer Aspekt betrifft das Inkontaktbringen der Elektroden 40 und 41 mit der Herzmembran des Patienten. Wie der Fachmann anerkennen wird, kann die Anzahl und die Lage der Elektroden gewählt werden, um die Effizienz des Defibrillators zu erhöhen. Eine solche Anordnung der Elektrode ist im US- Patent 5224476 beschrieben. Nachdem die Elektroden 40 und 41 und die Elektrodenzuleitungen 14 und 15 im Patienten angeordnet worden sind, kann die RC-Modellzeitkonstante tm für den Patienten und die Elektrodenanordnung werden, indem die Festigkeit-Dauer-Beziehung für die Defibrillation bestimmt wird. Verschiedene externe Vorrichtungen, die dem Fachmann bekannt sind, können mit den Zuleitungen 14 und 15 zur Bestimmung der Modellzeitkonstante verbunden werden. Nach Bestimmung der Zeitkonstante würde diese dann in der implantierbaren elektronischen Schaltung 11 im Zeitkonstantenspeicher 31 gespeichert werden. Die Zuleitungen 14 und 15 würden dann mit der Elektronik 11 und der im Patienten implantierten Vorrichtung verbunden werden.
Die oben beschriebene Herzarrhythmievorrichtung ist in bezug auf einphasige und zweiphasige verkürzte exponentielle Wellenformen beschrieben worden. Die Vorteile der vorliegenden Erfindung können auch unter Verwendung anderer Wellenformen realisiert werden. Ferner ist die oben beschriebene, vorliegende Erfindung mit Bezug auf die Erzeugung eines einzelnen Schockimpulses beschrieben worden, wie der Fachmann jedoch anerkennen wird, sind die Prinzipien der vorliegenden Erfindung gleichermaßen auf mehrere Impulse oder eine Serie von Impulsen sich ändernder ähnlicher Wellenform anwendbar.
Wie der Fachmann verstehen wird, können die Vorteile der vorliegenden Erfindung auch in einem nichtimplantierbaren externen Defibrillator realisiert werden. Eine solche Vorrichtung hätte im wesentlichen den gleichen schematischen Aufbau wie die in Fig. 4 gezeigte, wäre aber nicht durch die Beschränkungen in den Abmessungen der implantierbaren Vorrichtung eingeschränkt.
Eine zweite Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist in einem Verfahren zur Defibrillation des Herzes eines Patienten zweckmäßig. Das Verfahren setzt die Übergabe einer verkürzten exponentiellen Wellenform an einen Satz Elektroden voraus, die so positioniert sind, daß das Herz eines Patienten defibrilliert wird. Die Spannung an den Elektroden wird während des Anlegens eines verkürzten exponentiellen Wellenformsignals gemessen, und eine Zeitkonstante ts wird aus der Änderungsgeschwindigkeit der Spannung an den Elektroden berechnet. Diese Zeitkonstante kann dann in Verbindung mit der von der menschlichen Herzmembran abgeleiteten Modellzeitkonstante tm verwendet werden, um die Dauer des Impulses zu bestimmen, der die gewünschte Membranspannungsspitze erreicht. Die Dauer des Impulses, der die Membranspannungsspitze erreicht, kann durch Lösung der oben beschriebenen Gleichungen ermittelt werden. Die Wellenform wird dann unterbrochen, nachdem ein Impuls der gewünschten Dauer an die Elektroden abgegeben worden ist. Die Vorrichtung gemäß Fig. 4 ist von besonderem Vorteil bei der Ausführung der vorliegenden Erfindung.
Zusätzlich zu dem oben beschriebenen Verfahren kann ein zweites verkürztes exponentielles Wellenformsignal an die Elektroden angelegt werden, um eine zweiphasige Defibrillationswellenform zu erzeugen. Dieses zweite verkürzte exponentielle Wellenformsignal hat entgegengesetzte Polarität zum ersten verkürzten exponentiellen Wellenformsignal. Wahlweise wird in diesem alternativen Verfahren eine zweite Zeitkonstante ts berechnet, indem die Änderungsgeschwindigkeit der Spannung an den Elektroden während des Anlegens des zweiten verkürzten exponentiellen Wellenformsignals gemessen wird. Unter Verwendung der zweiten Zeitkonstante ts und der Modellzeitkonstante tm kann die Dauer der verkürzten exponentiellen Wellenform, die die Membranspannung auf die Basislinienspannung zurücksetzt, bestimmt werden. Die zweite verkürzte exponentielle Wellenform wird dann unterbrochen, wenn diese Dauer erreicht ist. Wahlweise kann eine zweite Modellzeitkonstante tm für die zweite exponentielle Wellenform beim Berechnen der gewünschten Dauer der zweiten Wellenform verwendet werden.
Zusätzlich zu den eben beschriebenen Verfahren kann die Modellzeitkonstante, die sowohl in den Verfahren, die einphasige Defibrillatoren verwenden, als auch in den Verfahren, die zweiphasige Defibrillatoren verwenden, benutzt wird, auf der Grundlage der Modellwellenformantwort der Herzmembran eines bestimmten Patienten angepaßt werden. Die Anpassung an die Modellzeitkonstante kann im Falle eines implantierbaren Defibrillators zu der Zeit erfolgen, wo der Defibrillator in den Patienten implantiert wird, oder im Falle eines externen Defibrillators zu der Zeit erfolgen, wo der Defibrillator benutzt wird. Ferner kann im Falle eines implantierten Defibrillators die Modellzeitkonstante angepaßt werden, um Veränderungen der Herzmembran des Patienten, die mit der Zeit auftreten, zu kompensieren. Um die Modellzeitkonstante zu bestimmen, können die folgenden Verfahren entweder zur Zeit der Implantation, zur Zeit der Benutzung oder während der Lebensdauer des implantierten Defibrillators verwendet werden.
Schätzungen von tm können aus der Stimulationsfestigkeit-Dauer-Kurve zur Zeit der Implantation oder periodisch von der Vorrichtung bestimmt werden. Die Stimulationsfestigkeit-Dauer-Kurve für einen verkürzten exponentiellen Stimulationsreiz kann dann an die folgende Gleichung angepaßt werden:
wobei tm die Modellzeitkonstante, cm die Modellkapazität und ts die CDW-(Kondensatorentladungswellenform-)Zeitkonstante ist. In der vorstehenden Gleichung ist t die Zeit, zu der Vth auftritt, die kürzere der D oder 1n(tm/ts)/(1/ts-1/tm) (optimale Zeit). Die Standardkurvenanpaßtechniken können verwendet werden, um tm zu bestimmen.
Eine weitere Möglichkeit betrifft ein Verfahren zum Auswählen einer Herzarrhythmiebehandlungsvorrichtung, z. B. eines Herzdefibrillators, aus einem Satz solcher Vorrichtungen zur Implantation in einen Patienten. Das Auswahlverfahren weist auf: Bereitstellen eines Satzes implantierbarer Herzarrhythmiebehandlungsvorrichtungen, von denen jede einen anderen Wert für den Speicherkondensator hat, der ein Wellenformsignal abgibt, das beispielsweise ein verkürztes exponentielles Wellenformsignal sein kann. Währen der Implantation des Herzdefibrillators wird ein Satz Elektroden positioniert, um einen elektrischen Gegenschock, z. B. den bei einer Defibrillation, an das Herz des Patienten zu verabreichen, in dem die Vorrichtung implantiert ist. Der Widerstand zwischen den Elektroden wird dann gemessen. Dieser Widerstand wird dann mit den Kondensatorwerten der Herzarrhythmiebehandlungsvorrichtung kombiniert, um die Vorrichtung auszuwählen, deren Kapazitätswerte eine RC-Zeitkonstante erzeugen, die mit größter Effizienz die gewünschte Wellenform im Patienten erzeugt. Vorzugsweise ist die RC-Zeitkonstante der Vorrichtung und der Elektroden gleich der Modellzeitkonstante für die Herzmembran. Besonders bevorzugt ist die RC-Zeitkonstante gleich der Modellzeitkonstante für die Herzmembran des Patienten, in den die Vorrichtung zu implantieren ist. Die Modellzeitkonstante des Patienten kann durch die oben beschriebenen Verfahren bestimmt werden. Die ausgewählte Vorrichtung wird dann in den Patienten implantiert.
Ein zusätzlicher Aspekt der vorliegenden Erfindung ist es, einen Satz implantierbarer Herzarrhythmiebehandlungsvorrichtungen, z. B. Defibrillatoren, für eine Implantation in einen Patienten bereitzustellen. Vorzugsweise besteht der Satz Vorrichtungen aus drei oder mehr Teilen, wobei jedes Teil einen Speicherkondensator hat, der sich von den Kondensatoren der anderen Teile des Satzes unterscheidet. Besonders bevorzugt unterscheiden sich die Speicherkondensatoren der Vorrichtung um 10 Mikrofarad. Mit größter Bevorzugung weist der Vorrichtungssatz Vorrichtungen mit einem Speicherkondensator von etwa 50 Mikrofarad bis etwa 150 Mikrofarad auf.

BEISPIEL

In der Vergangenheit ist eine Kondensatorentladungswellenform (CDW) an eine Rechteckwelle der gleichen Dauer (D) angenähert worden, wobei die Amplitude gleich dem Durchschnittsstrom (Iave) der CDW war. Wenn bei dieser Annäherung die CDW länger wird, sollte Iave sich einer Konstanten nähern. Untersuchungen zur Defibrillation haben gezeigt, daß bei einer kurzen Zeitkonstante eine Stromspitze und nicht Iave der CDW konstant wird, wenn die CDW länger wird. Wenn D im Nenner der Iave Berechnung größer wird, wird Iave weiter kleiner und nähert sich nicht einer Konstanten. Unter Verwendung der oben beschriebenen Gleichungen lagen die Schwelle-Dauer-Kurven für CDWs bei sechs Hunden bei ts = 4, 7, 10 und 15 Millisekunden. D betrug 2, 4, 6, 8 und 10 Millisekunden. Die Daten wurden an eine normale Festigkeit-Dauer-Beziehung: Iave = rheo/(1-e-0,693D/t) und an die oben beschriebene Modellbeziehung angepaßt. Die Chronaxie betrug 2,01 ± 0,38 ms (95% Vertrauensintervall). Die Reizschwelle bei konstantem Strom betrug 5,99 ± 0,53 A. Der Korrelationskoeffizient für die Festigkeit-Dauer-Beziehung betrug 0,90. Die Zeitkonstante tm betrug 2,64 ± 0,38 ms. Vth/cm betrug 14,09 ± 1,23 A. Der Korrelationskoeffizient für unser Modell war 0,97. Dieses Modell macht die Vorhersage, daß die optimale D für eine CDW durch die optimale Zeit gegeben ist. Bei Dauern, die länger als T sind, wird V nicht mehr größer, und somit trägt keine Energie, die nach dieser Zeit geliefert wird, zur Defibrillation bei.
Die vorstehende Beschreibung hat in bezug auf die vorliegende Erfindung darstellenden und keinen einschränkenden Charakter. Die Erfindung ist durch die nachstehenden Ansprüche definiert, wobei Äquivalente der Ansprüche einzubeziehen sind.

Claims

1. Vorrichtung zur Behandlung von Herzarrhythmien mit:

(a) einer Schockeinrichtung (23 bis 28) zum Abgeben eines Wellenformsignals an ein Paar Elektroden (40, 41); und

(b) einer Ermittlungseinrichtung (32) zum Ermitteln einer elektrischen Charakteristik über dem Paar Elektroden (40, 41), wobei die elektrische Abgabe aus der Gruppe gewählt wird, die aus der Spannung über den Elektroden und dem Strom durch mindestens eine der Elektroden besteht, und wobei die Ermittlungseinrichtung eingerichtet ist, um die elektrische Charakteristik während der Abgabe des Wellenformsignals zu ermitteln, wobei die Vorrichtung gekennzeichnet ist durch:

(c) eine Zeitkonstantenberechnungseinrichtung (30) zur Bestimmung der Wellenformzeitkonstante (ts) aus der elektrischen Charakteristik;

(d) eine Speichereinrichtung (31) zum Speichern einer Modellzeitkonstante (tm) Ihr Herzmuskelzellen;

(e) eine Membranspannungsberechnungseinrichtung (32) zur Bestimmung, wann eine Herzmuskelmembranspannungsspitze erreicht ist, aus der Wellenformzeitkonstante und der Modellzeitkonstante; und

(f) eine Schaltereinrichtung (27) zum Unterbrechen des Wellenformsignals, wenn die Membranspannungspitze erreicht ist.

2. Vorrichtung zur Behandlung von Herzarrhythmien nach Anspruch 1, wobei die Vorrichtung eine zweiphasige Vorrichtung ist, wobei das Wellenformsignal ein erstes Wellenformsignal ist und die Vorrichtung ferner eine Polaritätsumkehrungsschockeinrichtung zum Abgeben eines zweiten Wellenformsignals nach dem ersten Wellenformsignals aufweist, wobei das zweite Wellenformsignal eine Polarität hat, die dem ersten Wellenformsignal entgegengesetzt ist.

3. Vorrichtung zur Behandlung von Herzarrhythmien nach Anspruch 1, wobei die Vorrichtung eine zweiphasige Vorrichtung ist, wobei das Wellenformsignal ein zweites Wellenformsignal ist und die Vorrichtung ferner eine Polaritätsumkehrungsschockeinrichtung zum Abgeben eines ersten Wellenformsignals vor dem Wellenformsignal aufweist, so daß die Polarität des ersten Wellenformsignals dem des zweiten Wellenformsignals entgegengesetzt ist.

4. Vorrichtung zur Behandlung von Herzarrhythmien nach Anspruch 1, wobei:

die Vorrichtung eine zweiphasige Vorrichtung ist;

das Wellenformsignal ein erstes Wellenformsignal ist;

die Vorrichtung ferner eine Polaritätsumkehrungsschockeinrichtung zum Abgeben eines zweiten Wellenformsignals nach dem ersten Wellenformsignal aufweist, wobei das zweite Wellenformsignal eine Polarität hat, die dem des ersten Wellenformsignals entgegengesetzt ist;

die Ermittlungseinrichtung (32) während der Abgabe des zweiten Wellenformsignals eine elektrische Charakteristik über dem Paar von Elektroden (40, 41) ermittelt;

die Zeitkonstantenberechnungseinrichtung (30) während des zweiten Wellenformsignals eine Wellenformzeitkonstante (ts) aus der Spannung bestimmt;

die Membranspannungsberechnungseinrichtung (32) bestimmt, wenn die Membranbasislinienspannung ab der zweiten Wellenformzeitkonstante und der Modellzeitkonstante erreicht ist; und

die Schaltereinrichtung (29) das zweite Wellenformsignal unterbricht, wenn die Membranbasislinienspannung erreicht ist.

5. Vorrichtung zur Behandlung von Herzarrhythmien nach Anspruch 4, wobei die Vorrichtung ferner eine zweite Speichereinrichtung zum Speichern einer zweiten Modellzeitkonstante (tm) aufweist und die Membranspannungsberechnungseinrichtung (32) bestimmt, wenn die Basislinienmembranspannung ab der zweiten Wellenformzeitkonstante und der zweiten Modellzeitkonstante erreicht ist.

6. Vorrichtung zur Behandlung von Herzarrhythmien nach Anspruch 1, wobei das Wellenformsignal ein verkürztes exponentielles Wellenformsignal ist.

7. Vorrichtung zur Behandlung von Herzarrhythmien nach Anspruch 2, wobei das erste und das zweite Wellenformsignal verkürzte exponentielle Wellenformsignale sind.

8. Vorrichtung zur Behandlung von Herzarrhythmien nach Anspruch 4, wobei das erste und das zweite Wellenformsignal verkürzte exponentielle Wellenformsignale sind.

9. Vorrichtung zur Behandlung von Herzarrhythmien nach Anspruch 1, ferner mit einem Paar Elektroden (40, 41), die mit der Schockeinrichtung verbunden sind.

10. Vorrichtung zur Behandlung von Herzarrhythmien nach Anspruch 1, ferner mit einer Einstelleinrichtung, die mit der Speichereinrichtung (31) betriebsfähig verbunden ist, zum Ändern der Modellzeitkonstante (tm).

11. Vorrichtung zur Behandlung von Herzarrhythmien nach Anspruch 1, wobei die Vorrichtung eine implantierbare Vorrichtung ist.

12. Vorrichtung zur Behandlung von Herzarrhythmien nach Anspruch 1, wobei die Vorrichtung eine externe Defibrillationsvorrichtung ist.

13. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 12 und mit einer Einrichtung zum Bestimmen der optimalen Dauer eines elektrischen Impulses für eine elektrische Gegenschock-Herzarrhythmiebehandlung, wobei die Einrichtung aufweist:

eine Einrichtung zum Falten der Wellenform eines elektrischen Gegenschocksignalimpulses mit der Impulsantwort einer RC-Parallelschaltung mit einer Modellzeitkonstanten, um sich der Antwort eines Herzes anzunähern; und

eine Einrichtung zum Bestimmen der Antwortzeitspitze der Wellenform aus der gefalteten Wellenform.

14. Vorrichtung nach Anspruch 13 und mit einer Einrichtung zum Erzeugen eines elektrischen Gegenschockimpulses mit einer Dauer der bestimmten Antwortzeitspitze.

15. Implantierbarer Vorrichtungssatz zur Behandlung von Herzarrhythmien, jeweils nach einem der Ansprüche 1 bis 12, wobei die Schockeinrichtung jedes Teils des Satzes einen Speicherkondensator zum Abgeben des Wellenformsignals aufweist und wobei jedes Teil des Satzes einen Speicherkondensator mit einer festen Kapazität hat, der sich von anderen Teilen des Satzes unterscheidet.

16. Satz nach Anspruch 15, wobei der Satz mindestens drei Teile aufweist.

17. Satz nach Anspruch 15 oder 16, wobei jedes Teil des Satzes einen Speicherkondensator hat, der sich von den anderen Teilen des Satzes um etwa 10 Mikrofarat unterscheidet.

18. Satz nach einem der Ansprüche 15 bis 17, wobei jedes Teil des Satzes einen Speicherkondensator mit einer festen Kapazität zwischen etwa 50 und etwa 150 Mikrofarat aufweist.