DE19609382A1 - Aktivitätsgesteuerter Herzschrittmacher - Google Patents
Aktivitätsgesteuerter HerzschrittmacherInfo
- Publication number
- DE19609382A1 DE19609382A1 DE19609382A DE19609382A DE19609382A1 DE 19609382 A1 DE19609382 A1 DE 19609382A1 DE 19609382 A DE19609382 A DE 19609382A DE 19609382 A DE19609382 A DE 19609382A DE 19609382 A1 DE19609382 A1 DE 19609382A1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- activity
- heart rate
- characteristic curve
- pacemaker
- rate
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Ceased
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
- A61N1/36521—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure the parameter being derived from measurement of an electrical impedance
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/36585—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by two or more physical parameters
Description
Die Erfindung betrifft einen aktivitätsgesteuerten Herz
schrittmacher gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1.
Es sind Herzschrittmacher bekannt, die die adaptive Herz
rate in Abhängigkeit von der Belastung des Herzschritt
macherträgers einstellen.
In der deutschen Patentschrift DE 34 19 439 C1 ist ein
Herzschrittmacher beschrieben, der mit einem Temperatur
fühler die Bluttemperatur des venösen Blutes im Herzen mißt
und die adaptive Herzrate in Abhängigkeit von dem gemesse
nen Wert einstellt. Diesem Prinzip liegt die Erkenntnis
zugrunde, daß die Bluttemperatur des Menschen bei Belastung
ansteigt. Die Zuordnung der Bluttemperatur zu der physiolo
gisch sinnvollen adaptiven Herzrate erfolgt dabei durch
eine Kennlinie, die jedem Wert der Bluttemperatur einen
Wert der adaptiven Herzrate zuordnet.
Nachteilig bei diesem vorbekannten Herzschrittmacher ist,
daß der Zusammenhang von Bluttemperatur und physiologisch
sinnvoller Herzrate in der Regel für jeden Menschen unter
schiedlich ist, so daß der Herzschrittmacher für jeden
Herzschrittmacherträger individuell kalibriert werden muß.
Darüberhinaus führt eine belastungsunabhängige Änderung der
Bluttemperatur - beispielsweise durch Alterung des Tempera
turfühlers oder durch eine Verschiebung des Temperatur
fühlers im Körper des Herzschrittmacherträgers - ebenfalls
zu einer Änderung der adaptiven Herzrate, was physiologisch
nicht sinnvoll ist.
Ebenfalls allgemein bekannt ist das sogenannte
ResQ-Verfahren (Regional Effective Slope Quality) (SCHALDACH,
Max: Electrotherapy of the Heart, 1. Aufl., Springer-Verlag,
S. 114ff.), bei dem der zeitliche Verlauf der intrakardialen
Impedanz zur Bestimmung der physiologisch sinnvollen adap
tiven Herzrate herangezogen wird.
Diesem Verfahren liegt die Erkenntnis zugrunde, daß die
intrakardiale Impedanz in einem bestimmten Zeitfenster nach
einem QRS-Komplex - der sogenannten "region of interest"
(ROI) - eine besonders signifikante Abhängigkeit von der
Belastung des Organismus aufweist.
Es wird deshalb der Verlauf der aktuell gemessenen Impe
danzkurve mit einer Referenzkurve verglichen. Hierzu wird
jeweils innerhalb der "region of interest" (ROI) die Diffe
renz zwischen der Steigung der Referenzkurve und der Stei
gung der aktuell gemessenen Impedanzkurve berechnet. In
Abhängigkeit von dieser Differenz wird die adaptive Herz
rate eingestellt. Die Zuordnung der berechneten Steigungs
differenz zu der einzustellenden Herzrate erfolgt auch hier
durch eine Kennlinie. Da dieser Zusammenhang in der Regel
für verschiedene Menschen unterschiedlich ist, muß der
Herzschrittmacher für jeden Träger individuell kalibriert
werden.
Allgemein läßt sich sagen, daß derartige Herzschrittmacher
eine belastungsabhängige Aktivitätsgröße (Bluttemperatur,
intrakardiale Impedanz, Atemfrequenz, pH-Wert des Bluts,
etc.) messen und in Abhängigkeit davon die adaptive Herz
rate einstellen. Die Zuordnung des gemessenen Werts der
Aktivitätsgröße zu der einzustellenden adaptiven Herzrate
erfolgt dabei durch eine Kennlinie. Derartige Herzschritt
macher haben verschiedene Nachteile.
Zum einen muß die Kennlinie, die der Aktivitätsgröße die
einzustellende adaptive Herzrate zuordnet, für jeden Herz
schrittmacherträger in einem Kalibrierungsvorgang indivi
duell eingestellt werden.
Zum anderen erfolgt keine Anpassung des Herzschrittmachers
an veränderte Randbedingungen. Ändert sich das Niveau der
Aktivitätsgröße unabhängig von der Belastung - beispiels
weise infolge der Alterung des Herzschrittmacherträgers
oder durch Medikation - so führt dies bei derartigen Herz
schrittmachern in der Regel zu einer veränderten Herzrate,
was physiologisch nicht sinnvoll ist.
Ein anderes Prinzip der belastungsabhängigen Einstellung
der adaptiven Herzrate ist in der europäischen Patent
anmeldung EP 325 851 A2 beschrieben. Hierbei wird laufend
die kumulierte Häufigkeitsverteilung der Aktivitätsgröße
gemessen. Dies geschieht beispielsweise dadurch, daß der
Wertebereich der Aktivitätsgröße in Intervalle aufgeteilt
wird und laufend für jedes Intervall der prozentuale Zeit
anteil eines jeweils zurückliegenden Beobachtungszeitraums
bestimmt wird, innerhalb dessen der Wert der Aktivitäts
größe unterhalb des Intervalls lag. Weiterhin wird eine
gewünschte kumulierte Häufigkeitsverteilung der adaptiven
Herzrate vorgegeben. Einem gemessenen Wert der Aktivitäts
größe wird nun der Wert der adaptiven Herzrate zugeordnet,
der den gleichen kumulierten Häufigkeitswert aufweist wie
die Aktivitätsgröße. So wird beispielsweise einem 80%-Wert
der Aktivitätsgröße - also einem Wert, der in 80% der Zeit
dauer des Beobachtungszeitraums von der Aktivitätsgröße
unterschritten wurde - auch ein 80%-Wert der adaptiven
Herzrate zugeordnet.
Hierdurch wird vorteilhaft eine dauerhafte Beeinflussung
der adaptiven Herzrate im Falle einer belastungsunab
hängigen Verschiebung des Wertebereichs der Aktivitätsgröße
verhindert. Ändert sich das Niveau der Aktivitätsgröße
unabhängig von der Belastung des Herzschrittmacherträgers -
beispielsweise infolge der Alterung des Herzschrittmacher
trägers - so hat dies keinen Einfluß auf die adaptive
Herzrate, da nicht der Wert der Aktivitätsgröße, sondern
dessen kumulierter Häufigkeitswert maßgebend für die adap
tive Herzrate ist.
Diese Methode der Einstellung der adaptiven Herzrate hat
jedoch einen Nachteil. In der Regel ist der Wert der Akti
vitätsgröße über den Wertebereich nicht gleichverteilt.
Vielmehr treten kleine und mittlere Werte relativ häufig
auf, während sehr große Werte relativ selten sind. Dies
rührt daher, daß ein Mensch nur relativ selten großen
Belastungen ausgesetzt ist. Das Maximum der Häufigkeits
verteilungsfunktion liegt deshalb in der Regel im unteren
Drittel des Wertebereichs der Aktivitätsgröße. Die kumu
lierte Häufigkeitsverteilungsfunktion der Aktivitätsgröße
weist entsprechend im unteren Drittel eine relativ große
Steigung auf und wird mit zunehmenden Werten der Aktivi
tätsgröße flacher.
Die Empfindlichkeit, mit der die Herzschrittmachersteuerung
auf Änderungen der Aktivitätsgröße reagiert, ist also im
unteren Drittel des Wertebereichs relativ hoch und nimmt
nach oben hin ab. Bei einem in Ruhe befindlichen Herz
schrittmacherträger reagiert der Herzschrittmacher auf
Belastungsänderungen deshalb relativ stark, während bei
einem Herzschrittmacherträger, der unter Belastung steht,
Änderungen der Belastung nur geringen Einfluß auf die Herz
rate haben, was physiologisch nicht sinnvoll ist.
Es ist deshalb insbesondere die Aufgabe der Erfindung,
einen aktivitätsgesteuerten Herzschrittmacher zu schaffen,
der keines Kalibrierungsvorgangs bedarf, sich an veränderte
Randbedingungen selbständig anpaßt und dessen Empfindlich
keit auf Änderungen der Aktivitätsgröße innerhalb des
Wertebereichs der Aktivitätsgröße frei einstellbar ist.
Diese Aufgabe wird durch die in Oberbegriff und kenn
zeichnendem Teil des Anspruchs 1 angegebenen Merkmale
gelöst.
Die Erfindung schließt die technische Lehre ein, von einer
vom Belastungszustand des Herzschrittmacherträgers ab
hängigen Aktivitätsgröße laufend für einen jeweils zurück
liegenden Beobachtungszeitraum den oberen und unteren
Extremwert zu bestimmen, jedem Wert der Aktivitätsgröße
durch eine Kennlinie einen Wert der adaptiven Herzrate
zuzuordnen und die Kennlinie so einzustellen, daß dem einen
Extremwert in einer ersten Stützstelle der Kennlinie eine
vorgegebene Basisrate und dem anderen Extremwert in einer
zweiten Stützstelle eine vorgegebene maximale Stimulations
rate zugeordnet wird.
Die Erfindung geht von der Erkenntnis aus, daß eine zur
Steuerung eines Herzschrittmachers herangezogene belas
tungsabhängige Aktivitätsgröße im täglichen Leben des Herz
schrittmacherträgers innerhalb einer bestimmten Variations
breite Schwankungen aufweist.
Die Ausdehnung der Variationsbreite ist bestimmt durch das
Belastungsprofil des Herzschrittmacherträgers. So ist die
Ausdehnung der Variationsbreite bei einem Herzschritt
macherträger, der sich nie körperlich anstrengt in der
Regel relativ gering, während ein Herzschrittmacherträger
mit stark wechselnden Belastungen auch eine relativ große
Ausdehnung der Variationsbreite der Aktivitätsgröße auf
weist.
Die Lage der Variationsbreite dagegen ist abhängig vom
Trainingszustand des Herzschrittmacherträgers, dem Alter
und anderen Faktoren. So ist es möglich, daß die Ausdehnung
der Variationsbreite konstant bleibt, die Lage der Variati
onsbreite sich jedoch mit zunehmendem Alter des Herz
schrittmacherträgers verschiebt.
Auch die Herzrate weist eine begrenzte Variationsbreite
auf. Nach unten ist die Herzrate durch die Basisrate be
grenzt, die gerade noch ausreicht, um den Organismus im
Ruhezustand zu versorgen. Nach oben ist die Herzrate durch
die maximale Stimulationsrate begrenzt, die für das Herz
gerade noch physiologisch unbedenklich ist.
In der Regel nimmt die Aktivitätsgröße mit der Belastung
des Herzschrittmacherträgers zu; so steigt beispielsweise
die Bluttemperatur bei Belastung an. Es ist jedoch auch
möglich, daß die Aktivitätsgröße bei steigender Belastung
abnimmt, sich also gegensinnig zur Belastung verhält. Im
folgenden wird zur Vereinfachung von zwei Werten der Akti
vitätsgröße derjenige als der Größere bezeichnet, dem auch
die größere Belastung zugeordnet ist.
Der erfindungsgemäße Herzschrittmacher weist nun durch eine
Kennlinie jedem Wert der Aktivitätsgröße einen Wert der
adaptiven Herzrate zu. Im Gegensatz zu den vorbekannten
aktivitätsgesteuerten Herzschrittmachern wird diese Kenn
linie jedoch nicht in einem Kalibrierungsvorgang ein
gestellt, sondern paßt sich im Rahmen eines Lernvorgangs
des Herzschrittmachers dem Belastungsprofil sowie den sich
ändernden körperlichen Fähigkeiten und Bedürfnissen des
Herzschrittmacherträgers an.
Die Kennlinie ist also im Gegensatz zu den vorbekannten
Herzschrittmachern nicht statisch, sondern wird kontinuier
lich oder in bestimmten Zeitabständen optimiert.
Das Ziel der Optimierung ist zunächst die Anpassung der
Variationsbreite der Aktivitätsgröße an die zulässige
Variationsbreite der Herzrate.
Liegt beispielsweise die Aktivitätsgröße am unteren Ende
der Variationsbreite, da der Herzschrittmacherträger im
Bett ruht, so wird der untere Grenzwert der zulässigen
Variationsbreite der Herzrate - die Basisrate - einge
stellt.
Liegt die Aktivitätsgröße dagegen am oberen Ende der Varia
tionsbreite, da der Herzschrittmacherträger physisch oder
psychisch stark belastet ist, so wird auch der obere Grenz
wert der zulässigen Variationsbreite der Herzrate - die
maximale Stimulationsrate - eingestellt.
Dem unteren Grenzwert der Variationsbreite der Aktivitäts
größe wird also auch der untere Grenzwert der zulässigen
Variationsbreite der Herzrate zugeordnet, während dem
oberen Grenzwert der Variationsbreite der Aktivitätsgröße
entsprechend auch der obere Grenzwert der zulässigen Varia
tionsbreite der Herzrate zugeordnet wird.
Durch den unteren Grenzwert der Variationsbreite der Akti
vitätsgröße und die Basisrate ist deshalb eine erste Stütz
stelle und durch den oberen Grenzwert der Variationsbreite
der Aktivitätsgröße und die maximale Stimulationsrate eine
zweite Stützstelle der Kennlinie gegeben. Zwischen diesen
beiden Stützstellen verläuft die Kennlinie monoton stei
gend, d. h. einem größeren Wert der Aktivitätsgröße wird
auch ein größerer Wert der adaptiven Herzrate zugeordnet.
Die Variationsbreite der Aktivitätsgröße ist zu Beginn des
Betriebs nicht bekannt, sondern wird durch laufende Messung
der Aktivitätsgröße während des Betriebs ermittelt und nach
jeder Messung optimiert. Zu Beginn des Betriebs wird ein
Schätzwert für den unteren und den oberen Grenzwert der
Variationsbreite der Aktivitätsgröße als Startwert vor
gegeben.
Bei der Optimierung sind nun zwei Fälle zu unterscheiden.
Einerseits kann der Fall eintreten, daß ein Meßwert der
Aktivitätsgröße die bisher ermittelte Variationsbreite nach
oben oder unten überschreitet. In diesem Fall wird die
Variationsbreite der Aktivitätsgröße entsprechend erweitert
und dadurch aktualisiert. Die Wachstumszeitkonstante dieses
Anpassungsvorgangs liegt vorzugsweise in der Größenordnung
weniger Sekunden, um eine schnelle Anpassung zu erreichen
und so eine überhöhte Herzrate zu verhindern.
Andererseits kann der Fall auftreten, daß die Aktivitäts
größe die zuvor bestimmte Variationsbreite über einen
längeren Zeitraum nicht mehr voll ausschöpft. In einer
Ausführungsform der Erfindung wird deshalb in diesem Fall
die Variationsbreite langsam wieder verringert, bis die
Aktivitätsgröße wieder die gesamte Variationsbreite aus
schöpft. Die Zeitkonstante dieses Anpassungsvorgangs liegt
dabei vorzugsweise in der Größenordnung mehrerer Wochen.
Dadurch wird zum einen der Einfluß zyklischer Schwankungen
der Aktivitätsgröße im Tages- oder Wochenzyklus unter
drückt. Zum anderen wird eine Fehlanpassung der Variations
breite der Aktivitätsgröße beispielsweise während einer
mehrtägigen Bettlägerigkeit des Herzschrittmacherträgers
verhindert, obwohl die Ausdehnung der Variationsbreite der
Aktivitätsgröße während dieser Zeit aufgrund der geringen
physischen Belastung verringert ist.
Durch die laufende Aktualisierung der gemessenen Varia
tionsbreite der Aktivitätsgröße stimmt diese einige Tage
nach der erstmaligen Inbetriebnahme des Herzschrittmachers
mit der tatsächlichen Variationsbreite der Aktivitätsgröße
gut überein und spiegelt damit auch die Variationsbreite
der Belastung des Herzschrittmacherträgers wieder.
Die Kennlinie wird während der Optimierung jeweils an den
aktuellen Wert der Variationsbreite der Aktivitätsgröße
angepaßt. So weist die Kennlinie dem unteren Grenzwert der
Variationsbreite der Aktivitätsgröße die Basisrate zu und
entsprechend dem oberen Grenzwert der Aktivitätsgröße die
maximale Stimulationsrate. Durch eine Veränderung dieser
Grenzwerte während der Optimierung ändert sich deshalb auch
die Kennlinie.
Durch die oben beschriebenen Maßnahmen wird die Variations
breite der Aktivitätsgröße so an die zulässige Variations
breite der Herzrate angepaßt, daß bei den im täglichen
Leben des Herzschrittmacherträgers auftretenden Belastungen
die zulässige Variationsbreite der Herzrate voll aus
geschöpft, aber nicht überschritten wird. Dies geschieht
durch Berechnung zweier Stützstellen der Kennlinie aus den
vier Grenzwerten der Variationsbreite der Aktivitätsgröße
und der Herzrate. Der Verlauf der Kennlinie zwischen den
beiden Stützstellen kann jedoch durch die oben beschrie
benen Maßnahmen nicht optimiert werden.
Dies kann unter Umständen dazu führen, daß zwar die zuläs
sige Variationsbreite der Herzrate im täglichen Leben des
Herzschrittmacherträgers nicht überschritten wird, aber das
Herz im Rahmen der zulässigen Variationsbreite mit einer
unangepaßt hohen Herzrate schlägt, was physiologisch nicht
sinnvoll ist.
In einer Variante der Erfindung von eigener schutzwürdiger
Bedeutung wird deshalb die von dem Herzschrittmacher er
rechnete adaptive Herzrate statistisch ausgewertet. Aus der
statistischen Verteilung der adaptiven Herzrate innerhalb
der zulässigen Variationsbreite von der Basisrate bis zur
maximalen Stimulationsrate lassen sich Informationen gewin
nen für die Optimierung der Kennlinie.
Betrachtet man die Häufigkeitsverteilung der Herzrate, also
die Häufigkeit des Auftretens bestimmter Herzraten über die
gesamte zulässige Variationsbreite, so stellt man beim
gesunden Menschen fest, daß die Häufigkeitsverteilungs
funktion in der Nähe der Basisrate ein starkes Maximum
aufweist und zu höheren Herzraten hin abfällt. Dies bedeu
tet, daß das Herz die meiste Zeit mit einer Herzrate rela
tiv nahe an der Basisrate schlägt.
Dies rührt daher, daß der Mensch im täglichen Leben während
der meisten Zeit nur relativ gering belastet ist und dem
entsprechend auch die belastungsabhängige Aktivitätsgröße
meist im unteren Bereich der Variationsbreite liegt.
Es läßt sich also für jeden Menschen in Abhängigkeit von
seinem Belastungsprofil und anderen Faktoren eine physiolo
gisch sinnvolle statistische Verteilung der Aktivitätsgröße
in Form einer Häufigkeitsverteilungsfunktion bestimmen.
Bei den bekannten aktivitätsgesteuerten Herzschrittmachern
weicht die Häufigkeitsverteilungsfunktion der Herzrate
jedoch mehr oder weniger von der physiologisch sinnvollen
Häufigkeitsverteilungsfunktion ab.
Es wird deshalb in dieser Variante der Erfindung die Form
der Kennlinie zwischen den beiden Stützstellen so ein
gestellt, daß die Häufigkeitsverteilungsfunktion der adap
tiven Herzrate der physiologisch sinnvollen Häufigkeits
verteilungsfunktion möglichst nahekommt.
Liegt beispielsweise die Häufigkeit, mit der die Herzrate
innerhalb eines Frequenzintervalls liegt, unter der Häufig
keit, die sich aus der physiologisch sinnvollen Häufig
keitsverteilungsfunktion für dieses Frequenzintervall
ergibt, so wird die Steigung dHR/dA der Kennlinie in diesem
Frequenzintervall verringert.
Die Kennlinie läßt sich beispielsweise als Polynom reali
sieren, wobei die Kennlinie durch die Koeffizienten des
Polynoms vollständig bestimmt ist:
HR(A) = K₀ + K₁·A + K·A² + K₃·A³ + . . .
Die Koeffizienten Ki werden dann so bestimmt, daß zum einen
den Grenzwerten der Variationsbreite der Aktivitätsgröße
die entsprechenden Grenzwerte der zulässigen Variations
breite der Herzrate zugeordnet werden und zum anderen die
Häufigkeitsverteilungsfunktion der adaptiven Herzrate der
physiologisch sinnvollen Häufigkeitsverteilungsfunktion
möglichst nahekommt.
Es muß also gelten:
HR(AMIN) = TR
HR(AMAX) = MSR
V(HR) = VREF
mit
AMIN, AMAX Grenzwerte der Variationsbreite der Aktivi tätsgröße
TR Target Rate (Basisrate)
MSR maximale Stimulationsrate
V Häufigkeitsverteilungsfunktion der Herzrate
VREF physiologisch sinnvolle Häufigkeitsvertei lungsfunktion.
AMIN, AMAX Grenzwerte der Variationsbreite der Aktivi tätsgröße
TR Target Rate (Basisrate)
MSR maximale Stimulationsrate
V Häufigkeitsverteilungsfunktion der Herzrate
VREF physiologisch sinnvolle Häufigkeitsvertei lungsfunktion.
Zur Berechnung der Häufigkeitsverteilungsfunktion der adap
tiven Herzrate wird beispielsweise die gesamte zulässige
Variationsbreite in äquidistante Frequenzintervalle auf
geteilt, und für jedes Frequenzintervall die Zeit bestimmt,
in der die Herzrate während eines Beobachtungszeitraums
innerhalb des Frequenzintervalls lag. Um die Auswirkung
zyklischer Schwankungen der adaptiven Herzrate im Tages-
oder Wochenzyklus zu unterdrücken, liegt die Beobachtungs
dauer hierbei vorzugsweise in der Größenordnung mehrerer
Wochen.
Die Aktivitätsgröße ist in der Regel nicht nur abhängig von
der Belastung, sondern auch von anderen Faktoren. So steigt
beispielsweise die Bluttemperatur nicht nur bei Belastung
an, sondern auch bei Fieber. Auch können Medikamente die
Aktivitätsgröße beeinflussen. Da diese Änderungen nicht
belastungsabhängig sind, ist in diesen Fällen auch keine
oder nur eine geringere Änderung der adaptiven Herzrate
erwünscht.
In einer Variante der Erfindung von eigener schutzwürdiger
Bedeutung wird deshalb nicht die Aktivitätsgröße selbst zur
Berechnung der adaptiven Herzrate herangezogen. Die Akti
vitätsgröße wird statt dessen einem Differentialglied zuge
führt und dessen Ausgangssignal zur Berechnung der adap
tiven Herzrate herangezogen. Die Differentialzeit liegt
dabei vorzugsweise in der Größenordnung von TD = 10 min.
Einerseits wird dadurch erreicht, daß sehr langsame Ände
rungen der Aktivitätsgröße, die sich innerhalb der Diffe
rentialzeit TD nicht bemerkbar machen, keine Änderung der
adaptiven Herzrate verursachen. Hierdurch paßt sich der
Herzschrittmacher automatisch an veränderte Randbedingungen
wie Stimulationsparameter, Medikation oder Lebensgewohnheiten
an.
Ändert sich beispielsweise aufgrund zyklischer Schwankungen
im Tageszyklus das Niveau der Aktivitätsgröße, so werden
diese Änderungen von dem Differentialglied ausgefiltert und
führen nicht zu einer Änderung der adaptiven Herzrate.
Bei der Verwendung der Bluttemperatur als Aktivitätsgröße
wird dadurch auch vorteilhaft verhindert, daß beim Auf
treten von Fieber die Herzrate nicht erhöht wird, da bei
Fieber die Bluttemperatur wesentlich langsamer ansteigt als
bei physischer Belastung und somit von dem Differential
glied ausgefiltert wird.
Andererseits wird dadurch eine über die Differentialzeit TD
hinaus anhaltende Belastung nicht durch eine erhöhte Herz
rate unterstützt.
Zur Verbesserung des Verhaltens bei physischer Belastung
ist deshalb in einer weiteren Variante der Erfindung ein
Bewegungssensor vorgesehen, der in Abhängigkeit vom Bewe
gungszustand des Herzschrittmacherträgers ein binäres
Signal liefert (Bewegung ja/nein). Eine physische Belastung
des Herzschrittmacherträgers ist in der Regel mit einer
Bewegung und damit mit einem Ansprechen des Bewegungssensors
verbunden.
Detektiert der Bewegungssensor eine Bewegung des Herz
schrittmacherträgers, so werden die Differentialzeit TD und
der differentiale Übertragungsfaktor KD des Differential
glieds gleichermaßen stark erhöht. Durch die Erhöhung der
Differentialzeit TD wird erreicht, daß auch länger anhal
tende Belastungen durch eine erhöhte Herzrate unterstützt
werden. Durch die gleichzeitige Erhöhung der Differen
tialkonstante KD wird die Stetigkeit des Ausgangssignals
das Differentialglieds sichergestellt. Andernfalls würde
das Ausgangssignal des Differentialglieds bei einer Ände
rung der Differentialzeit TD springen, was physiologisch
nicht sinnvoll ist.
Nach dem Ende der physischen Belastung werden die Differen
tialzeit TD und der differentiale Übertragungsfaktor KD
wieder auf die Werte vor der Belastungsphase zurückgesetzt.
Andere vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in
den Unteransprüchen gekennzeichnet bzw. werden nachstehend
zusammen mit der Beschreibung der bevorzugten Ausführung
der Erfindung anhand der Figuren näher dargestellt.
Es zeigen:
Fig. 1 ein Herzschrittmacher als Ausführungsbeispiel der
Erfindung als Blockschaltbild,
Fig. 2 eine Kennlinie und eine optimierte Kennlinie für
die Zuordnung der Aktivitätsgröße zur adaptiven
Herzrate in dem in Fig. 1 dargestellten Herz
schrittmacher sowie
Fig. 3 die sich aus den in Fig. 2 dargestellten Kennlini
en ergebenden Häufigkeitsverteilungsfunktionen der
adaptiven Herzrate.
Fig. 1 zeigt als Ausführungsbeispiel der Erfindung einen
aktivitätsgesteuerten Herzschrittmacher als Blockschalt
bild.
Die Meßvorrichtung 3 mißt über eine Meßelektrode 2 die
rechtsventrikuläre intrakardiale Impedanz Z. Die Messung
erfolgt getaktet, d. h. in äquidistanten Zeitpunkten wird
die Meßelektrode 2 mit einer Meßspannung beaufschlagt und
der Strom gemessen, der zwischen der Meßelektrode 2 und dem
als Gegenelektrode wirkenden Gehäuse des Herzschrittmachers
fließt. Die Impedanz Z ergibt sich als Quotient aus Meß
spannung und Strom. Die Taktfrequenz der Impedanzmessung
beträgt hierbei ca. 100 Hz. Dadurch wird gemäß dem allge
mein bekannten Abtasttheorem erreicht, daß das zeitdiskrete
Impedanzsignal den tatsächlichen Verlauf der Impedanz Z
hinreichend gut wiedergibt.
Die Impedanz Z weist während eines Herzzyklus relativ
starke Schwankungen auf. So ist die Impedanz Z in der Regel
zu Beginn eines Herzzyklus unmittelbar nach einem
QRS-Komplex minimal und steigt anschließend bis zum nächsten
QRS-Komplex wieder an. Diese zyklischen Schwankungen der
Impedanz Z sind nicht von der Belastung des Herzschritt
macherträgers abhängig und eignen sich deshalb nicht zur
Bestimmung der adaptiven Herzrate.
Die Meßvorrichtung 3 bildet deshalb laufend den gleitenden
Mittelwert der Impedanz Z über die drei letzten Herzzyklen.
Dieser geglättete Wert der Impedanz Z weist keine zykli
schen Schwankungen innerhalb eines Herzzyklus mehr auf.
Der Meßvorrichtung 3 nachgeschaltet ist ein Differen
tialglied 4 mit einer Differentialzeit TD. Dieses Differen
tialglied 4 hat die Aufgabe, langsame Änderungen der intra
kardialen Impedanz Z, deren Wachstumszeitkonstante über der
Differentialzeit TD liegt, auszufiltern.
Einerseits paßt sich der Herzschrittmacher dadurch an
veränderliche Randbedingungen wie Lebensgewohnheiten,
Alter, oder Medikation des Herzschrittmachers an, da die
Änderung der Impedanz Z in diesen Fällen relativ langsam
erfolgt und somit von dem Differentialglied 4 ausgefiltert
wird.
Andererseits werden dadurch physische oder psychische
Belastungen, die über die Differentialzeit TD hinaus an
halten, nur unzureichend unterstützt.
Zur Verbesserung des Schrittmacherverhaltens bei physischer
Belastung ist deshalb ein Bewegungssensor 5 vorgesehen, der
in Abhängigkeit vom Bewegungszustand des Herzschrittmacher
trägers ein binäres Signal (Bewegung ja/nein) liefert.
In Abhängigkeit von diesem Bewegungssignal wird die Diffe
rentialzeit TD des Differentialglieds 4 eingestellt.
Im Ruhezustand des Herzschrittmacherträgers wird eine
Differentialzeit TD1 = 10 min. eingestellt. Das bedeutet,
daß Änderungen der Impedanz Z, deren Wachstumszeitkonstante
größer ist als TD1 = 10 min. nicht zu einer relevanten
Änderung der adaptiven Herzrate führen.
Detektiert der Bewegungssensor eine Bewegung des Herz
schrittmacherträgers, die in der Regel mit einer physischen
Belastung assoziiert ist, so wird die Differentialzeit auf
TD2 = 5 h eingestellt. Dadurch wird eine physische Belastung
bis zu einer Dauer von im wesentlichen 5 h durch eine
erhöhte Herzrate HR unterstützt.
Das Ausgangssignal des Differentialglieds 4 wird als Akti
vitätsgröße A der Steuervorrichtung 6 zugeführt, die an
ihrem Ausgang die adaptive Herzrate HR ausgibt.
Die Steuervorrichtung 6 weist ein Kennlinienglied 10 auf,
das jedem Wert der Aktivitätsgröße A durch eine Kennlinie
einen Wert der adaptiven Herzrate HR zuordnet. Die Kenn
linie ist dabei nicht statisch, sondern wird während des
Betriebs des Herzschrittmachers laufend durch eine Stell
vorrichtung 8 eingestellt und optimiert.
Ziel der Optimierung ist zunächst, die Variationsbreite der
Aktivitätsgröße A an die zulässige Variationsbreite der
Herzrate HR anzupassen.
Die zulässige Variationsbreite der Herzrate HR ist durch
eine Basisrate TR als unterem Grenzwert und eine maximale
Stimulationsrate MSR als oberem Grenzwert vorgegeben.
Die Variationsbreite der Aktivitätsgröße A wird durch eine
Diskriminatoreinheit bestimmt, die laufend das Maximum AMAX
und das Minimum AMIN der Aktivitätsgröße während der letzten
vier Wochen bestimmt.
Die Kennlinie K ist in dem Kennlinienglied 10 als Poly
gonzug mit insgesamt zwölf äquidistanten Stützstellen
realisiert. Eine Stützstelle ist durch den unteren Grenz
wert AMIN der Variationsbreite der Aktivitätsgröße und die
Basisrate TR und eine zweite Stützstelle durch den oberen
Grenzwert AMAX der Variationsbreite der Aktivitätsgröße und
die maximale Stimulationsrate MSR gegeben. Es gilt also:
HR(AMIN) = TR
HR(AMAX) = MSR
Die Lage der restlichen zehn Stützstellen läßt sich aus
einem weiteren Optimierungsziel ableiten, das darin be
steht, die Häufigkeitsverteilungsfunktion V der adaptiven
Herzrate HR möglichst gut an eine Referenzkurve VREF anzu
passen.
Es wird deshalb von einer Auswerteeinheit 9 die adaptive
Herzrate HR statistisch ausgewertet. Hierzu wird laufend
die Häufigkeitsverteilungsfunktion V der adaptiven Herzrate
HR bestimmt. Dies geschieht dadurch, daß für jedes der
zwischen den zwölf Stützstellen der Kennlinie K liegenden
elf Frequenzintervalle ΔHRi jeweils der prozentuale Zeit
antoil innerhalb eines Beobachtungszeitraums bestimmt wird,
für den die adaptive Herzrate HR innerhalb dieses Frequenz
intervalls ΔHRi lag. Die Häufigkeitsverteilungsfunktion V
ist also durch elf Stützstellen Vi bestimmt.
Die gemessene Häufigkeitsverteilungsfunktion V wird mit
einer Referenzkurve VREF verglichen, die eine physiologisch
sinnvolle Häufigkeitsverteilungsfunktion der adaptiven
Herzrate HR darstellt. Hierzu wird jeweils in den Stütz
stellen Vi die Differenz ΔVi zwischen der gemessenen Häu
figkeitsverteilungsfunktion V und der Referenzkurve VREF
gebildet und der Stellvorrichtung 8 zugeführt.
Stimmen die gemessene Häufigkeitsverteilungsfunktion V und
die Referenzkurve VREF überein, so ist die Kennlinie optimal
angepaßt.
Andernfalls wird die Kennlinie K von der Stellvorrichtung 8
optimiert. Die erste Stützstelle ist durch den unteren
Grenzwert AMIN der Variationsbreite der Aktivitätsgröße und
die Basisrate TR festgelegt. Liegt in dem Frequenzintervall
zwischen der ersten und der zweiten Stützstelle der Kennli
nie die Häufigkeitsverteilungsfunktion V der Herzrate über
der Referenzkurve VREF, so bedeutet dies, daß innerhalb
dieses Frequenzintervalls liegende Herzraten zu häufig
auftreten. Die Steigung dHR/dA der Kennlinie ist deshalb in
diesem Frequenzintervall anzuheben. Hierzu wird die zweite
Stützstelle gegen die erste Stützstelle in Richtung fallen
der Aktivitätswerte verschoben. Liegt dagegen die Häufig
keitsverteilungsfunktion V unterhalb der Referenzkurve VREF,
so bedeutet dies, daß Herzraten innerhalb dieses Frequenzin
tervalls zu selten auftreten. Die Steigung dHR/dA der Kenn
linie ist deshalb in diesem Frequenzintervall zu verrin
gern. Hierzu wird die zweite Stützstelle gegenüber der
ersten Stützstelle in Richtungsteigender Aktivitätswerte
verschoben.
In der gleichen Weise wird die neue Lage der anderen Stütz
stellen bestimmt. Liegt in einem zwischen zwei Stützstellen
liegenden Frequenzintervall die Häufigkeitsver
teilungsfunktion V über der Referenzkurve VREF, so wird die
zu der höheren Frequenz gehörende Stützstelle in Richtung
abnehmender Aktivitätswerte verschoben.
Auf diese Weise wird eine Anpassung der Häufigkeits
verteilungsfunktion V an die Referenzkurve VREF erreicht.
Der Steuervorrichtung ist zur Stimulation des Herzens eine
Treiberstufe 13 nachgeschaltet.
Der Herzschrittmacher arbeitet nach dem Anforderungsprin
zip, d. h. der Herzschrittmacher stimuliert das Herz nur
dann, wenn innerhalb einer bestimmten Wartezeit nach einer
vorangegangenen Kontraktion des Herzens keine Kontraktion
des Herzens durch eine natürliche Stimulation stattfindet.
Die Wartezeit berechnet sich als Summe aus der Perioden
dauer der adaptiven Herzrate und einer Toleranz zeit, die
die natürliche Schwankung der Herzrate berücksichtigt.
Die Treiberstufe 13 weist deshalb eine Vergleichereinheit
11 auf, die über die Meßelektrode 2 das Elektrocardiogramm
(ECG) am Herzen 1 abnimmt, daraus die natürliche Herzrate
bestimmt und diese mit der adaptiven Herzrate vergleicht.
Wird nun innerhalb der Wartezeit nach einer vorangegangenen
Kontraktion keine natürliche Kontraktion des Herzens 1
detektiert, so steuert die Vergleichereinheit 11 einen
Impulsgeber 12 an, der einen elektrischen Stimulations
impuls auf die Meßelektrode 2 gibt.
Fig. 2 zeigt die Kennlinie K des Kennlinienglieds 10 aus
Fig. 1, sowie die optimierte Kennlinie KOPT.
Die Kennlinie K wird durch einen Polygonzug mit insgesamt
zwölf Stützstellen gebildet und ordnet jedem Wert der
Variationsbreite der Aktivitätsgröße von AMIN bis AMAX einen
Wert der adaptiven Herzrate HR zu.
Die Grenzwerte der Variationsbreite der Aktivitätsgröße A
sind hierbei nicht konstant. Vielmehr "lernt" der Herz
schrittmacher während des Betriebs laufend, welche Varia
tionsbreite sich bei den im täglichen Leben des Herz
schrittmacherträgers auftretenden Belastungen ergibt. Die
Variationsbreite der Aktivitätsgröße A wird also laufend
neu bestimmt. Dadurch ändert sich auch jeweils die Lage der
Kennlinie K.
Der untere Grenzwert AMIN der Variationsbreite der Aktivi
tätsgröße A und die Basisrate TR bilden eine Stützstelle
und der obere Grenzwert AMAX der Variationsbreite der Akti
vitätsgröße A und die maximale Stimulationsrate MSR eine
weitere Stützstelle der Kennlinie K.
Zwischen diesen beiden Stützstellen verläuft die Kennlinie
K nach der erstmaligen Inbetriebnahme des Herzschritt
machers zunächst linear.
Der Verlauf der Kennlinie zwischen diesen beiden Stütz
stellen wird jedoch im Rahmen eines Optimierungsprozesses
so verändert, daß die Häufigkeitsverteilungsfunktion der
adaptiven Herzrate HR einer physiologisch sinnvollen Refe
renzkurve möglichst nahekommt. Die optimierte Kennlinie KOPT
weist im unteren Bereich der Variationsbreite der Herzrate
HR eine geringere Steigung dHR/dA auf als die lineare Kenn
linie K. Dadurch treten bei der optimierten Kennlinie KOPT
geringere Herzraten HR häufiger auf. Entsprechend ist die
Steigung dHR/dA im oberen Bereich der Variationsbreite der
Herzrate HR bei der optimierten Kennlinie KOPT größer als
bei der linearen Kennlinie K. Große adaptive Herzraten HR
nahe der maximalen Stimulationsrate MSR treten deshalb bei
der optimierten Kennlinie KOPT seltener auf.
Fig. 3 zeigt die Häufigkeitsverteilungsfunktionen der
adaptiven Herzrate HR, die sich aus den in Fig. 2 darge
stellten Kennlinien K und KOPT ergeben. Die Häufigkeitsver
teilungsfunktion V stellt die sich aus der Kennlinie K
ergebende Verteilung der adaptiven Herzrate HR über die
gesamte Variationsbreite der Herzrate HR von der Basisrate
TR bis zur maximalen Stimulationsrate MSR dar. Das Maximum
der Häufigkeitsverteilungsfunktion V liegt im oberen Fre
quenzbereich nahe der maximalen Stimulationsrate MSR, d. h.
das Herz schlägt relativ oft im oberen Frequenzbereich, was
physiologisch nicht sinnvoll ist. Die physiologisch sinn
volle Häufigkeitsverteilungsfunktion der adaptiven Herzrate
ist durch die Referenzkurve VREF gegeben. Hierbei liegt das
Maximum im unteren Frequenzbereich nahe der Basisrate TR.
Die Kennlinie K des Kennlinienglieds wird - wie in Fig. 2
dargestellt - so eingestellt, daß die Häufigkeitsvertei
lungsfunktion V die Form der Referenzkurve VREF annimmt.
Die Erfindung beschränkt sich in ihrer Ausführung nicht auf
die vorstehend angegebenen bevorzugten Ausführungsbei
spiele. Vielmehr ist eine Anzahl von Varianten denkbar,
welche von der dargestellten Lösung auch bei grundsätzlich
anders gearteten Ausführungen Gebrauch macht.
Insbesondere ist die Erfindung hinsichtlich der Aktivitäts
größe nicht auf bestimmte biologische Größen beschränkt.
Vielmehr können alle Größen herangezogen werden, die eine
Abhängigkeit von der physischen oder psychischen Belastung
des Herzschrittmacherträgers zeigen.
Claims (8)
1. Aktivitätsgesteuerter Herzschrittmacher mit
einer Meßvorrichtung (3) zur Messung einer belastungsab hängigen Aktivitätsgröße (A) des Herzschrittmacherträgers, und
einem der Meßvorrichtung (3) nachgeschalteten Kennlinien glied (10) mit einer Kennlinie (K) zur Bestimmung der adap tiven Herzrate (HR) aus der Aktivitätsgröße (A),
gekennzeichnet durch
eine Diskriminatoreinheit (7) zur laufenden Bestimmung des innerhalb eines jeweils zurückliegenden Beobachtungszeit raums aufgetretenen oberen und unteren Extremwerts der Aktivitätsgröße (A) sowie
eine Stellvorrichtung (8) zur Einstellung der Kennlinie (K) derart, daß diese dem einen Extremwert der Aktivitätsgröße (A) in einer ersten Stützstelle eine Basisrate (TR) und dem anderen Extremwert in einer zweiten Stützstelle eine maxi male Stimulationsrate (MSR) zuordnet.
einer Meßvorrichtung (3) zur Messung einer belastungsab hängigen Aktivitätsgröße (A) des Herzschrittmacherträgers, und
einem der Meßvorrichtung (3) nachgeschalteten Kennlinien glied (10) mit einer Kennlinie (K) zur Bestimmung der adap tiven Herzrate (HR) aus der Aktivitätsgröße (A),
gekennzeichnet durch
eine Diskriminatoreinheit (7) zur laufenden Bestimmung des innerhalb eines jeweils zurückliegenden Beobachtungszeit raums aufgetretenen oberen und unteren Extremwerts der Aktivitätsgröße (A) sowie
eine Stellvorrichtung (8) zur Einstellung der Kennlinie (K) derart, daß diese dem einen Extremwert der Aktivitätsgröße (A) in einer ersten Stützstelle eine Basisrate (TR) und dem anderen Extremwert in einer zweiten Stützstelle eine maxi male Stimulationsrate (MSR) zuordnet.
2. Aktivitätsgesteuerter Herzschrittmacher nach An
spruch 1, gekennzeichnet durch einen linearen Verlauf der
Kennlinie (K) zwischen der ersten und der zweiten Stütz
stelle.
3. Aktivitätsgesteuerter Herzschrittmacher nach einem
der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch einen
Beobachtungszeitraum in der Größenordnung mehrerer Wochen.
4. Aktivitätsgesteuerter Herzschrittmacher nach einem
der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
der Meßvorrichtung (3) und dem Kennlinienglied (10) ein
Differentialglied (4) zwischengeschaltet ist.
5. Aktivitätsgesteuerter Herzschrittmacher nach Anspruch
4, dadurch gekennzeichnet, daß die Differentialzeit (TD)
des Differentialglieds (4) in der Größenordnung von zehn
Minuten liegt.
6. Aktivitätsgesteuerter Herzschrittmacher nach einem
der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
daß zur Detektion physischer Belastung ein Bewegungssensor (5) mit einem Ausgang vorgesehen ist, wobei der Ausgang des Bewegungssensors (5) im Ruhezustand einen ersten Zustand und bei Bewegung einen zweiten Zustand einnimmt,
daß das Differentialglied (4) mit dem Bewegungssensor (5) verbunden ist und die Differentialzeit (TD) im Ruhezustand wesentlich kleiner ist als bei physischer Belastung.
daß zur Detektion physischer Belastung ein Bewegungssensor (5) mit einem Ausgang vorgesehen ist, wobei der Ausgang des Bewegungssensors (5) im Ruhezustand einen ersten Zustand und bei Bewegung einen zweiten Zustand einnimmt,
daß das Differentialglied (4) mit dem Bewegungssensor (5) verbunden ist und die Differentialzeit (TD) im Ruhezustand wesentlich kleiner ist als bei physischer Belastung.
7. Aktivitätsgesteuerter Herzschrittmacher nach einem
der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
daß zur Berechnung der kumulierten Häufigkeitsverteilungs funktion der adaptiven Herzrate dem Kennlinienglied (10) eine Auswerteeinheit (9) nachgeschaltet ist,
daß die Auswerteeinheit (9) die kumulierte Häufigkeitsver teilungsfunktion mit einer Sollkurve vergleicht und die Kennlinie (K) so einstellt, daß die kumulierte Häufigkeits verteilungsfunktion der Sollkurve möglichst nahekommt.
daß zur Berechnung der kumulierten Häufigkeitsverteilungs funktion der adaptiven Herzrate dem Kennlinienglied (10) eine Auswerteeinheit (9) nachgeschaltet ist,
daß die Auswerteeinheit (9) die kumulierte Häufigkeitsver teilungsfunktion mit einer Sollkurve vergleicht und die Kennlinie (K) so einstellt, daß die kumulierte Häufigkeits verteilungsfunktion der Sollkurve möglichst nahekommt.
8. Aktivitätsgesteuerter Herzschrittmacher nach einem
der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
die Aktivitätsgröße die Bluttemperatur, der pH-Wert des
Blutes, die Atemfrequenz, das QT-Intervall oder die Dauer
des Depolarisationsgradienten ist.
Priority Applications (4)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19609382A DE19609382A1 (de) | 1996-03-04 | 1996-03-04 | Aktivitätsgesteuerter Herzschrittmacher |
EP97250057A EP0793976B1 (de) | 1996-03-04 | 1997-03-04 | Ratenadaptiver Herzschrittmacher |
US08/810,024 US6263243B1 (en) | 1996-03-04 | 1997-03-04 | Rate adaptive pacemaker |
DE59711759T DE59711759D1 (de) | 1996-03-04 | 1997-03-04 | Ratenadaptiver Herzschrittmacher |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19609382A DE19609382A1 (de) | 1996-03-04 | 1996-03-04 | Aktivitätsgesteuerter Herzschrittmacher |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE19609382A1 true DE19609382A1 (de) | 1997-09-11 |
Family
ID=7787861
Family Applications (2)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19609382A Ceased DE19609382A1 (de) | 1996-03-04 | 1996-03-04 | Aktivitätsgesteuerter Herzschrittmacher |
DE59711759T Expired - Lifetime DE59711759D1 (de) | 1996-03-04 | 1997-03-04 | Ratenadaptiver Herzschrittmacher |
Family Applications After (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE59711759T Expired - Lifetime DE59711759D1 (de) | 1996-03-04 | 1997-03-04 | Ratenadaptiver Herzschrittmacher |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6263243B1 (de) |
EP (1) | EP0793976B1 (de) |
DE (2) | DE19609382A1 (de) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0804941A2 (de) * | 1996-04-30 | 1997-11-05 | Pacesetter, Inc. | Selbstanpassung von RR Zeitintervallen bei implantierbaren Herzschrittmachern |
EP1013307A2 (de) | 1998-12-15 | 2000-06-28 | BIOTRONIK Mess- und Therapiegeräte GmbH & Co Ingenieurbüro Berlin | Selbstkalibrierender ratenadaptiver Herzschrittmacher |
DE10125359A1 (de) * | 2001-05-23 | 2002-12-12 | Osypka Medical Gmbh | Potentialfreie Wechselstromquelle |
Families Citing this family (44)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5959529A (en) * | 1997-03-07 | 1999-09-28 | Kail, Iv; Karl A. | Reprogrammable remote sensor monitoring system |
DE19804843A1 (de) * | 1998-01-29 | 1999-08-05 | Biotronik Mess & Therapieg | Selbstkalibrierender ratenadaptiver Herzschrittmacher |
DE19928659A1 (de) * | 1999-06-23 | 2000-12-28 | Biotronik Mess & Therapieg | Verfahren zur Bestimmung eines variablen Steuer-Parameters eines medizinischen Geräteimplantates |
DE10008324A1 (de) | 2000-02-17 | 2001-08-23 | Biotronik Mess & Therapieg | Vorrichtung zur Detektion tachykarder Herzrhythmusstörungen |
DE10128982A1 (de) | 2001-01-17 | 2002-07-18 | Biotronik Mess & Therapieg | Stimulationsvorrichtung mit Stimulationserfolgskontrolle |
US6694177B2 (en) * | 2001-04-23 | 2004-02-17 | Cardionet, Inc. | Control of data transmission between a remote monitoring unit and a central unit |
US6665385B2 (en) | 2001-04-23 | 2003-12-16 | Cardionet, Inc. | Medical monitoring system having multipath communications capability |
US6801137B2 (en) | 2001-04-23 | 2004-10-05 | Cardionet, Inc. | Bidirectional communication between a sensor unit and a monitor unit in patient monitoring |
US20050119580A1 (en) | 2001-04-23 | 2005-06-02 | Eveland Doug C. | Controlling access to a medical monitoring system |
US6664893B1 (en) * | 2001-04-23 | 2003-12-16 | Cardionet, Inc. | Method for controlling access to medical monitoring device service |
US7822470B2 (en) * | 2001-10-11 | 2010-10-26 | Osypka Medical Gmbh | Method for determining the left-ventricular ejection time TLVE of a heart of a subject |
US7062323B2 (en) * | 2001-10-19 | 2006-06-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Maximum atrial tracking rate for cardiac rhythm management system |
US6860000B2 (en) | 2002-02-15 | 2005-03-01 | E.I. Du Pont De Nemours And Company | Method to embed thick film components |
US6957107B2 (en) * | 2002-03-13 | 2005-10-18 | Cardionet, Inc. | Method and apparatus for monitoring and communicating with an implanted medical device |
DE10257156A1 (de) | 2002-12-02 | 2004-06-17 | Biotronik Meß- und Therapiegeräte GmbH & Co. Ingenieurbüro Berlin | Herzschrittmacher |
US7986994B2 (en) | 2002-12-04 | 2011-07-26 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detecting change in intrathoracic electrical impedance |
US7647106B2 (en) * | 2003-04-23 | 2010-01-12 | Medtronic, Inc. | Detection of vasovagal syncope |
US20040243192A1 (en) * | 2003-06-02 | 2004-12-02 | Hepp Dennis G. | Physiologic stimulator tuning apparatus and method |
DE10332820B4 (de) * | 2003-07-18 | 2006-07-20 | Osypka Medical Gmbh | Vorrichtung zum potentialgetrennten Umwandeln einer ersten Spannung in eine zweite Spannung zum Messen von Impedanzen und Admittanzen an biologischen Geweben |
DE102004034337A1 (de) * | 2004-04-14 | 2005-11-03 | Biotronik Gmbh & Co. Kg | Elektrotherapiegerät |
EP1754441B1 (de) * | 2005-08-17 | 2008-01-09 | Osypka Medical GmbH | Digitale Demodulationsvorrichtung und -verfahren zur Messung der elektrischen Bioimpedanz oder Bioadmittanz |
US8948868B2 (en) * | 2006-10-31 | 2015-02-03 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for manually suspending intrathoracic impedance fluid status measurements |
US8626274B2 (en) | 2007-07-09 | 2014-01-07 | Dynacardia, Inc. | Methods, systems and devices for detecting and diagnosing heart diseases and disorders |
US7869864B2 (en) * | 2007-07-09 | 2011-01-11 | Dynacardia, Inc. | Methods, systems and devices for detecting and diagnosing heart diseases and disorders |
US8649864B2 (en) * | 2007-10-16 | 2014-02-11 | Biotronik Crm Patent Ag | Implantable heart stimulator providing long term cardiac monitoring with automatic notification |
US9717896B2 (en) | 2007-12-18 | 2017-08-01 | Gearbox, Llc | Treatment indications informed by a priori implant information |
US20090287120A1 (en) | 2007-12-18 | 2009-11-19 | Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware | Circulatory monitoring systems and methods |
US8636670B2 (en) | 2008-05-13 | 2014-01-28 | The Invention Science Fund I, Llc | Circulatory monitoring systems and methods |
US20090318773A1 (en) * | 2008-06-24 | 2009-12-24 | Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware | Involuntary-response-dependent consequences |
US9713701B2 (en) | 2008-07-31 | 2017-07-25 | Medtronic, Inc. | Using multiple diagnostic parameters for predicting heart failure events |
US8255046B2 (en) * | 2008-07-31 | 2012-08-28 | Medtronic, Inc. | Detecting worsening heart failure based on impedance measurements |
US8094009B2 (en) * | 2008-08-27 | 2012-01-10 | The Invention Science Fund I, Llc | Health-related signaling via wearable items |
US8125331B2 (en) * | 2008-08-27 | 2012-02-28 | The Invention Science Fund I, Llc | Health-related signaling via wearable items |
US8284046B2 (en) | 2008-08-27 | 2012-10-09 | The Invention Science Fund I, Llc | Health-related signaling via wearable items |
US20100056873A1 (en) * | 2008-08-27 | 2010-03-04 | Allen Paul G | Health-related signaling via wearable items |
US8130095B2 (en) * | 2008-08-27 | 2012-03-06 | The Invention Science Fund I, Llc | Health-related signaling via wearable items |
US8632473B2 (en) * | 2009-01-30 | 2014-01-21 | Medtronic, Inc. | Detecting worsening heart failure based on fluid accumulation with respiratory confirmation |
US8271072B2 (en) * | 2009-10-30 | 2012-09-18 | Medtronic, Inc. | Detecting worsening heart failure |
US10445846B2 (en) | 2011-04-14 | 2019-10-15 | Elwha Llc | Cost-effective resource apportionment technologies suitable for facilitating therapies |
US10853819B2 (en) | 2011-04-14 | 2020-12-01 | Elwha Llc | Cost-effective resource apportionment technologies suitable for facilitating therapies |
WO2013142097A1 (en) | 2012-03-19 | 2013-09-26 | Dynacardia, Inc. | Methods, systems and devices for detecting and diagnosing diabetic diseases and disorders |
US10952686B2 (en) | 2016-08-02 | 2021-03-23 | Medtronic, Inc. | Mobile application to prompt physical action to measure physiologic response in implantable device |
US11717186B2 (en) | 2019-08-27 | 2023-08-08 | Medtronic, Inc. | Body stability measurement |
US11602313B2 (en) | 2020-07-28 | 2023-03-14 | Medtronic, Inc. | Determining a fall risk responsive to detecting body position movements |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0385851A1 (de) * | 1989-02-28 | 1990-09-05 | Liquid Air Corporation | Verfahren und Vorrichtung zum Erzeugen von Kohlendioxydschnee |
US5074302A (en) * | 1989-01-25 | 1991-12-24 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Self-adjusting rate-responsive pacemaker and method thereof |
US5303702A (en) * | 1990-12-27 | 1994-04-19 | Ela Medical | Automatic adjustment of the control function for a rate adaptive pacemaker |
EP0654285A2 (de) * | 1993-11-22 | 1995-05-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Taktempfindlicher Herzschrittmacher |
Family Cites Families (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5190035A (en) * | 1981-06-18 | 1993-03-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Biomedical method and apparatus for controlling the administration of therapy to a patient in response to changes in physiological demand |
US4535774A (en) * | 1983-06-30 | 1985-08-20 | Medtronic, Inc. | Stroke volume controlled pacer |
DE3419439C1 (de) | 1984-05-24 | 1985-11-21 | Eckhard Dr. 8000 München Alt | Belastungsabhaengig frequenzvariabler Herzschrittmacher |
US4856522A (en) | 1988-01-29 | 1989-08-15 | Telectronics N.V. | Rate-responsive, distributed-rate pacemaker |
GB8803613D0 (en) | 1988-02-17 | 1988-03-16 | Lewis L M | Rate-responsive pacemaker |
DE4111505C2 (de) | 1991-04-09 | 1997-04-17 | Pacesetter Ab | Anordnung zur Ermittlung eines physiologischen Parameters aus einem kardialen Informationssignal |
US5197467A (en) * | 1992-06-22 | 1993-03-30 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Multiple parameter rate-responsive cardiac stimulation apparatus |
-
1996
- 1996-03-04 DE DE19609382A patent/DE19609382A1/de not_active Ceased
-
1997
- 1997-03-04 EP EP97250057A patent/EP0793976B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-03-04 US US08/810,024 patent/US6263243B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-03-04 DE DE59711759T patent/DE59711759D1/de not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5074302A (en) * | 1989-01-25 | 1991-12-24 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Self-adjusting rate-responsive pacemaker and method thereof |
EP0385851A1 (de) * | 1989-02-28 | 1990-09-05 | Liquid Air Corporation | Verfahren und Vorrichtung zum Erzeugen von Kohlendioxydschnee |
US5303702A (en) * | 1990-12-27 | 1994-04-19 | Ela Medical | Automatic adjustment of the control function for a rate adaptive pacemaker |
EP0654285A2 (de) * | 1993-11-22 | 1995-05-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Taktempfindlicher Herzschrittmacher |
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
PACE, August 1992, Vol. 15, S. 1177-1211 * |
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0804941A2 (de) * | 1996-04-30 | 1997-11-05 | Pacesetter, Inc. | Selbstanpassung von RR Zeitintervallen bei implantierbaren Herzschrittmachern |
EP0804941A3 (de) * | 1996-04-30 | 1998-12-02 | Pacesetter, Inc. | Selbstanpassung von RR Zeitintervallen bei implantierbaren Herzschrittmachern |
EP1013307A2 (de) | 1998-12-15 | 2000-06-28 | BIOTRONIK Mess- und Therapiegeräte GmbH & Co Ingenieurbüro Berlin | Selbstkalibrierender ratenadaptiver Herzschrittmacher |
US6463325B1 (en) | 1998-12-15 | 2002-10-08 | Biotronki Mess-Und Therapeigerate Gmbh & Co. Ingenieurburo Berlin | Self-calibrating rate-adaptive cardiac pacemaker |
DE10125359A1 (de) * | 2001-05-23 | 2002-12-12 | Osypka Medical Gmbh | Potentialfreie Wechselstromquelle |
DE10125359B4 (de) * | 2001-05-23 | 2005-07-28 | Osypka Medical Gmbh | Wechselstromquelle zur Erzeugung eines durch den Körper zu sendenden Wechselstroms und Verfahren zur Erzeugung eines stabilen Wechselstroms |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE59711759D1 (de) | 2004-08-12 |
EP0793976B1 (de) | 2004-07-07 |
EP0793976A3 (de) | 1998-11-25 |
US6263243B1 (en) | 2001-07-17 |
EP0793976A2 (de) | 1997-09-10 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE19609382A1 (de) | Aktivitätsgesteuerter Herzschrittmacher | |
EP0255899B1 (de) | Frequenzadaptierender Herzschrittmacher | |
DE69729819T2 (de) | Selbstanpassung von RR Zeitintervallen bei implantierbaren Herzschrittmachern | |
DE69919787T2 (de) | Multi-Ort, parameter- gesteuerter, implantierbarer Herzschrittmacher / Defribrillator | |
DE69535349T2 (de) | Implantierbare aktive medizinische Vorrichtung mit Mittel zur Unterscheidung zwischen Ruhe- bzw. Aktivzustand des Patienten | |
DE3938941C2 (de) | System zur Bestimmung des Schlafzustands | |
DE69824170T2 (de) | Ratenstabilisierender herzschrittmacher | |
DE69832639T2 (de) | Implantierbares Herzschrittmachersystem | |
DE60013874T2 (de) | Automatische ratenadaptive herzstimulation mit automatischer lebensstilanpassung | |
DE60019710T2 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur Schnellgangsreizung eines Herzgewebe unter Verwendung einer implantierbaren Herzstimulationseinrichtung | |
DE3888515T3 (de) | Schrittmacher mit im Verteilungssinn anpassbarer Schlagzahl. | |
EP0813891B1 (de) | Signaldetektor | |
DE69636501T2 (de) | Einrichtung zur messung von mindestens zwei pneumatischen lungenparametern und messverfahren dazu | |
DE69727063T2 (de) | Implantierbares gerät | |
EP0933095B1 (de) | Selbstkalibrierender ratenadaptiver Herzschrittmacher | |
DE3435647A1 (de) | Einrichtung zur prospektiven automatischen bestimmung individualspezifischer glukoseregulationsparameter | |
EP0165566B1 (de) | Regelschaltung zur Anpassung der Stimulationsfrequenz eines Herzschrittmachers an die Belastung eines Patienten | |
DE69824119T2 (de) | Implantierbare aktive medizinische Einrichtung, insbesondere Herzstimulator, gesteuert von wenigstens einem physiologischen Parameter | |
EP0414928B2 (de) | Medizinisches Gerät zur Stimulation eines physiologischen Vorganges eines Lebewesens mit sich selbsttätig an die körperliche Aktivität des Lebewesens anpassender Stimulationsintensiät | |
DE69729768T2 (de) | Herzschrittmacher mit Bestimmung des anaeroben Schwellwertes | |
DE69825098T2 (de) | Herzschrittmacher mit auf spezielle Funktion abgestimmter Ratenantwort | |
DE69534239T2 (de) | Verfahren zur Steuerung der Grundfrequenz eines Herzschrittmachers | |
EP0911063B1 (de) | Ratenadaptiver Herzschrittmacher | |
DE69434346T2 (de) | Frequenzadaptiver Schrittmacher mit verbessertem Frequenzwechsel | |
EP1013307A2 (de) | Selbstkalibrierender ratenadaptiver Herzschrittmacher |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
OP8 | Request for examination as to paragraph 44 patent law | ||
8131 | Rejection |