DE2822799C2 - Implantierbares Herzrhythmuskorrekturgerät - Google Patents
Implantierbares HerzrhythmuskorrekturgerätInfo
- Publication number
- DE2822799C2 DE2822799C2 DE2822799A DE2822799A DE2822799C2 DE 2822799 C2 DE2822799 C2 DE 2822799C2 DE 2822799 A DE2822799 A DE 2822799A DE 2822799 A DE2822799 A DE 2822799A DE 2822799 C2 DE2822799 C2 DE 2822799C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- detector
- signal
- control device
- heart
- cardiac
- 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.)
- Expired
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
- A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
- A61N1/39—Heart defibrillators
- A61N1/3925—Monitoring; Protecting
- A61N1/3931—Protecting, e.g. back-up systems
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Description
Die Erfindung bezieht sich auf ein implantierbares Herzrhythmuskorrekturgerät gemäß Oberbegriff drs
Hauptanspruchs.
Ein implantierbares Herzrhythmuskorrekturgerät der eingangs genannten Art ist aus der DE-OS 26 12 768
bekannt. Dieses bekannte Herzrhythmuskorrekturgerät dient zur Korrektur des Herzvorhofflatterns. Hierbei
wird zur Herzrhythmuskorrektur ein elektrischer Impuls über eine Elektrode an den Vorhof des Herzens
abgegeben, die im Brustkorb des an Herzvorhofflattci ι
leidenden Patienten implantiert ist. Dieses bekannte Herzrhythmuskorrekturgerät hat auch eine Prüfeinrichtung
zum Überprüfen der Funktionsfähigkeit des Geräts. Mit Hilfe dieser Prüfeinrichtung wird das
Aufladen und Entladen des Energiespeichers für die Energie des jeweils zu bildenden Korrektursignals
kontrolliert. Zur Kontrolle der Bereitschaft des implantierten Herzrhythmuskorrekturgeräts wird daher
die im Energiespeicher gespeicherte Energie über einen Kontrollverbraucher abgegeben. Daher ist mit Hilfe
dieser Prüfeinrichtung bei dem bekannten Herzrhythmuskorrekturgerät nur der Auflade- und Entladeteil des
Herzrhythmuskorrekturgeräts hinsichtlich der Funktionsfähigkeit kontrollierbar. Da aber auch Funktionsstörungen
beim Detektor des Herzrhythmuskorrekturgeräts auftreten können, der im Bedarfsfall automatisch
zumindest ein elektrisches Korrektursignal ans Herz abgibt, kann es daher passieren, daß bei einem fehlerhaft
arbeitenden Detektor möglicherweise ein elektrisches Korrektursignal abgegeben wird, ohne daß es erforderlich
ist, oder daß kein elektrisches Korrektursignal abgegeben wird, obwohi es erforderlich ist, so daß sich
aufgrund einer Funktionsstörung des Detektors für den Träger eines Herzrhythmuskorrekturgeräts lebensgefährliche
Situationen ergeben können. Insbesondere bei einem Defibrillator, der zur Korrektur von Herzfibrillationen
bestimmt ist, muß nämlich das Korrektursignal möglichst umgehend und zuverlässig an das Herz des
Patienten abgegeben werden, um den lebensbedrohenden Zustand der Herzfibrillation zu vermeiden.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein ι-, Herzrhythmuskorrekturgerät der eingangs genannten
Art in Form eines Defibrillators zu schaffen, der gegen
Fehlfunktionen des Detektors gesichert ist.
Nach der Erfindung wird diese Aufgabe mit den Merkmalen des kennzeichnenden Teils des Hauptan-Spruchs
gelöst.
Das erfindungsgemäße, als Defibrillator, der im Bedarfsfall automatisch zumindest ein elektrisches
Korrektursignal ans Herz abgibt, ausgebildete Herzrhythmuskorreklurgerät
hat daher eine Kontrolleinrichtung für den auf Herzfibrillationen ansprechenden
Detektor. Diese Kontrolleinrichtung dient zur Überprüfung der Funktionsfähigkeit des Detektors. Wenn die
Kontrolleinrichtung- bei dem Defibrillator eine Funktionsstörung des Detektors ermittelt, wird über eine der
Kontrolleinrichtung nachgeschaltete Sperreinrichtung verhindert, daß Defibrillationssignale ans Herz abgegeben
werden. Im Zusammenwirken ermöglichen daher die Kontrolleinrichtung und die Sperreinrichtung, daß
der Detektor ständig vor der Abgabe von Defibrillationssignalen überwacht wird und daher zuverlässig
gewährleistet wird, daß die Defibrillationssignale ans Herz nur abgegeben werden, wenn vom Detektor eine
Herzfibrillation fehlerfrei ermittelt worden ist. Daher ermöglicht die vorgenannte Auslegung des Defibrillators,
daß die Funktionsfähigkeit det bestimmenden Teile des Defibrillators hinsichtlich ihrer Funktionsfähigkeit
ständig selbst überwacht werden.
Bevorzugte Weiterbildungen der Erfindung sind in Unteransprüchen wiedergegeben. Bei der Auslegung
des implantierbaren Herzrhythmuskorrekturgeräts nach Anspruch 2 wird ein übermäßiger Energieverbrauch
des implantierten Herzrhythmuskorrekturgeräts bei der Überwachung der Funktionsfähigkeit des
Detektors verhindert, da die Kontrolleinrichtung erst so dann aktiviert wird, wenn der Detektor ein Herzfibrillieren
feststellt. Diese Auslegung ist insbesondere zweckmäßig, wenn das Herzrhythmuskorrekturgerät
bzw. der Defibrillator mit einer Batterie als Energieqeul-Ie versorgt wird. Hierbei entnimmt nämlich dann die
Kontrolleinrichtung für den Detektor der Batterie nicht ständig Energie, sondern nur dann, wenn der Detektor
ein Herzfibrillieren überhaupt feststellt.
Bei der Weiterbildung des implantierbaren Herzrhythmuskorrekturgeräts
nach Anspruch 3 erstreckt so sich die Kontrolle der Kontrolleinrichtung für den
Detektor sowohl auf das gefilterte EKG-Signal a|s maßgebende Größe für den auf Herzfibrillationen
ansprechenden Detektor als auch auf den Verstärkungsfaktor des auf Herzfibrillationen ansprechenden Detektors,
wozu die Kontrolleinrichtung eine Verstärkungsfaktor-Meßschaltung enthält. Auf diese Weise wird mit
Hilfe der Kontrolleinrichtung nicht nur die Signalverarbeitung des auf Herzfibrillationen ansprechenden
Detektors, der als Eingangssignale die gefilterten
EKG-Signale erhält, sondern auch der Ausgabeteii des Detektors überwacht, wobei durch Bestimmung des
Verstärkungsfaktors die Größe bzw. die Dauer der an das Herz abzugebenden Defibriüationssignale beein- ^
flußtwird.
Die Erfindung wird nachstehend an einem Beispiel
unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher erläutert. Darin zeigt:
Fig. 1 ein 3k>ckschaltbild eines als Defibrillator iu
ausgebildeten implantierbaren Herzrhythmuskorrekiurge,äts,
Fig.2 ein Blocksclraltbild einer außerhalb des
Körpers vorgesehenen Prüfeinrichtung zur Funktionsprüfung des Defibrillators von F i g. 1 und ι >
Fig.3 Schaltungseinzelheiten des Blockschaltbildes
von Fig. 1.
In Fig. 1 ist insgesamt mit 10 ein implantierbarer Defibrillator bezeichnet, der ein Herzrhythmuskorrekturgerät
darstellt Der Defibrillator 10 besitzt implantierbare und zur Abgabe von Defibrillationssignalen ans
Herz dienende Elektroden 12, die auch als Bestimmungseinrichtung für Herzfibrillationen dier.cn, indem
sie EKG-Signale an einen auf Herzfibrillationen ansprechenden Detektor 14 abgeben.
Die Funktionsfähigkeit des Detektors 14 wird durch eine Kontrolleinrichtung 16 überwacht Der Ausgang
des Detektors 14 liegt an einer Ansteuerschaltung, die von einem Kondensator 18 und einem ersten Pegelvergleicher
20 gebildet wird, und an einem zweiten jo Pegelvergleicher 22. Der Kontrolleinrichtung 16 ist eine
Sperreinrichtung 24 in Form einer Begrenzer-Schaltung nachgeschaltet. Ferner ist eine Lade- und Entladungsauslöse-Einrichtung
26 vorgesehen.
Mit der Kontrolleinrichtung 16 über eine Verbindung 62, dem zweiten Pegelvergleicher 22 über eine
Verbindung 66, der Begrenzer-Schaltung 24 über eine Verbindung 64 und der Lade- und Entladeauslöse-Einrichtung
26 ist eine logische Steuereinrichtung 28 verbunden, die über einen Widerstand 32 mit einer
Gleichstrom«randlerschaltung mit einem Energiespeicher
(insgesamt mit 30 bezeichnet) verbunden ist. Der logischen Steuereinrichtung 28 ist ferner ein Impulszähler
34 über eine Verbindung 70 zugeordnet. In Reihe mit der Gleichstromwandlerschaltung mit dem Energiespei- * >
eher 30 sind ein Impulsgeber 38, der über eine Verbindung 138 an die logische Steuereinrichtung
angeschlossen ist, und ein Impulsschalter 40 geschaltet. Der Impulsschalter 40 ist mit einem implantierbaren
Kontrollverbraucher 42 und über Leitungen 44 mit den Elektroden 12 verbunden. Über eine Verbindung 36 ist
der Impulszähler 34 mit der logischen Steuereinrichtung 28 rückgekoppelt.
Zwischen dem Widerstand 32 und der Gleichstromwandlerschallung
mit dem Energiespeicher 30 ist über eine Diode 48 ein Schutzrohrschalter 46 angeschlossen.
An die Verbindungsstelle zwischen dem Schutzrohrschalter 46 und der Diode 48 wird über einen
Widerstand 50 eine Vorspannung Vcc angelegt. Diese Verbindungsstelle ist durch eine Leitung 52 mit der
logischen Steuereinrichtung 28 verbunden. Der implantierte Schutzrohrschalter 46 läßt sich mit Hilfe eines
Magneten von außen betätigen (siehe 54 in F i g. 2). Die Haut des Trägers des Defibrillators 10 ist durch eine
gestrichelte Linie 56 dargestellt. Durch die Haut 56 t>5 hindurch läßt sie!« eine implantierte Spule 58 der
Gleichstromwandlerschaltung 30 mit einer außerhalb angeordneten Spule 60 koppeln.
Der in Fig. 1 dargestellte Defibrillator 10 hqt die
folgende Funktionsweise:
Das EKG-Eingangssignai von den Refc;.-ud?n 12 liegt
γ,ϊί Fingang des Detektors 14 an. Wenn bei fehlerfrei
arbeitendem Detektor 14 eine Herzfibrillation auftritt,
vird der Kondensator 18 aufgeladen. Durch das
Aufladen des Kondensators 18 auf einen vorbestimmten, niedrigen Sollwert von beispielsweise 1,2 V wird der
erste Pegelvergleicher 20 angesteuert Ober die Leitung 21 am Ausgang des ersten Pegelvergleichers 20 werden
dann weitere Einrichtungen, wie auch die Kontrolleinrichtung 16, erst dann angesteuert, wenn das Signal am
Eingang des ersten Pegelvergleichers 20 den Sollwert überschreitet, d. h. ein Herzfibrillieren festgestellt wird,
um der Batterie möglichst wenig Energie zu entnehmen.
Nach Aktivierung prüft die Kontrolleinrichtung 16 bestimmte Funktionen des Detektors 14. Wird eine
Funktionsstörung festgestellt, gibt alt Kontrolleinrichtung
16 über die Leitung 62 ein Störungsar.zeigesignal an die logische Steuereinrichtung 28 ab, die dann über
die Leitung 64 die Sperreinrichtunr. bzw. Begrenzerschaltung
24 ansteuert Diese Schaltung 24 hält jetzt den Kondensator 18 der Ansteuerschaltung 18,20 auf einer
Spannung unter dem Sollwert des zweiten Pegelvergleichers 22. Solange die festgestellte Funktionsstörung des
Detektors 14 vorhanden ist, bleibt der vorstehend beschriebene Zustand aufrechterhalten. Handelt es sich
um eine vorübergehende Funktionsstörung, wird das Strömungsanzeigesigna! in der Leitung 62 nach
Beendigung der Funktionsstörung wieder aufgehoben.
Tritt nun bei frei von Funktionsstörungen arbeitendem Detektor 14 eine Herzfibrillation auf, wird der
Kondensator 18 geladen, bis seine Spannung den Sollwert des Pegelvergleichers 22 erreicht Darauf wird
der Pegelvergleicher 22 angesteuert und gibt über die Leitung 66 ein Signal an die logische Steuereinrichtung
28 ab, die nunmehr die Abgabe von Defibrillationssignalen veranlaßt
Die Schaltung ist so beschaffen, daß nach einem solchen ein Herzfibrillieren charakterisierendes Signal
die logische Steuereinrichtung 28 der Lade- und En^adungsauslöse-Einrichtung 26 ein Signal zur Auslösung
der Entladung liefert Dadurch wird der Kondensator 18 entladen, bis seine Spannung unter dan Sollwert
des zweiten Pegelvergleichers 22 gefallen ist. Während der Entladung des Kondensators 18 wird die Gleichstromwandlerschaltung
30 angesteuert.
Die Gleichstromwandlerschaltung 30 lädt einen nicht
dargestellten internen als Energiespeicher dienenden Kondensator auf, dessen Ladezustand durch den
Impulsgeber 38 überwacht wird. Nach dem Aufladen des als Energiespeicher dienenden Kondensators auf
eine vorbestimmte Spannung wird er über den Impulsgeber 38 entladen. Wenn sich der impulsschalter
40 im Schaltzustand zur Abgabe von Uefibrillationssignalen
befindet, wird der Kondensator über die zu den Elektroden 12 führende Leitung 44 entladen, um so
Korrektursignale ans Herz abzugeben.
Andererseits verbindet der Impulsschalter 40 den als Energiespeicher dienenden Kondensator in einem
weiteren Schaltzustand mildem implantierten Kontrollverbraucher
42 zur Entladung. Der Impulsschalter 40 wird durch die logische Steuereinrichtung 28 über eine
Leitung 68 angesteuert
Nach der Ahgi.be eines Defibriliationssignals ans
Herz gibt die logische Steuereinrichtung 28 i.b~.~ die
Leitung 70 an den Impulszähler 34 einen Zählirnpuls J·.
Ist die Herzfibrillation mit Hilfe des Defibrillatiofissig-
nals beseitigt worden, kehrt der Defibrillator IO in
seinen Bereitschaftsstand zurück. Wenn nach der Abgabe des Defibrillalionssignals die Herzfibrillationen
andauern, wird über eine Leitung 72 an den Impulsgeber 38 ein Signal angelegt, um den als Energiespeicher
dienenden Kondensator erneut zu entladen, wenn dieser Kondensator auf eine höhere zweite Spannung
aufgeladen ist. Wenn der Kondensator diese höhere Spannung erreicht hat. erfolgt über den Impulsgeber 38
eine erneute Entladung unter Abgabe eines Defibrillationssignals ans Herz. Ferner wird über die Leitung 70
ein /weiter /ählimpuls an den Impulszähler 34
abgegeben und von diesem gezählt. Nach der vergeblichen Abgabe einer vorbestimmten Anzahl von
Defibrillationsimpulsen. beispielsweise von vier Signalen.
läßt sich die Herzfibrillalion mit Hilfe des Defibrillator 10 vermutlich nicht beseitigen. Daher
wird über die Leitung 36 ein Sperrsignal abgegeben und der Defibrillator ausgeschaltet.
In der vorstehenden Beschreibung wurde angenominen,
daß der Defibrillator 10 vollautomatisch arbeitet. H'ie Prüfeinrichtung ermöglicht es jedoch auch, zur
Prüfung der Funktionsfähigkeit eine Prüfentladung nach Belieben vorzunehmen. Zu diesem Zweck wird der in
!·' i g. 2 dargestellte Magnet 54 im Bereich des Sehin/rohrschalters 46 an die Haut des Trägers
ungelegt, so daß der Schutzrohrschalter 46 schließt und dor Impulsschalter 40 in den Zustand gebracht wird, in
dem der als Energiespeicher dienende Kondensator über den implantierten Kontrollverbraucher 42 entladen
wird.
Nach der Betätigung des Schutzrohrschalters 46 gibt die logische Steuereinrichtung 28 an die Lade- und
Rntladiingsauslösf-Einrichtung 26 ein Signal ab. so daß
der Kondensator 18 aufgeladen wird. Wenn beim Aufladen des Kondensators 18 seine Spannung den
Sollwert des Pcgelvergleichers 20 erreicht, wird die Kontrolleinrichtung 16 angesteuert. Wenn jetzt keine
Funktionsstörung festgestellt wird, wird der Kondensator 18 weiter aufgeladen, bis seine Spannung den
Sollwert des Pegelvrrgieichers 22 erreicht. Darauf wird
über die Leitung 66 ein eine Fibrillation anzeigendes Signal abgegeben und der als Energiespeicher dienende
Kondensator wird über den Kontrollverbraucher 42 entladen.
Nachstehend wird anhand der Fig. 2 eine externe Einrichtung 80 beschrieben, deren Spule 60 mit der
implantierten Spule 58 der Gleichstromwandlerschaltung 30 gekoppelt ist. Die Spule 60. ein Kondensator 82
und ein Widerstand 84 bilden einen Schwingkreis, der
> auf die Frequenz der implantierten Spule 58 abgestimmt ist.
Im Betrieb ist bei arbeitender Gleichstromwandlerschaltung
30 die Spule 58 aktiviert und wird bei Vorhandensein der Empfangsspule 60 ein hochfrequen- 5
tes Signal an einen abgestimmten Verstärker 86 abgegeben. Das durch die Haut 56 des Trägers
übertragene und verstärkte, hochfrequente Signal wird dann durch Demodulation in dem Demodulator 88 in ein
Gleichstromsignal umgewandelt, das in einem Gleich- n
stromverstärker 90 verstärkt wird.
Durch einen Betriebsanzeiger 92 wird unter genauer Bestimmung angezeigt, ob die Gleichstromwandlerscialtung
30 arbeitet oder nicht Bei arbeitender Gleichstromwandlerschaltung 30 gibt der Betriebsan- n
: fvi _:_ c: ι -l- J :_* J-D j:-
Gleichstromwandlerschaltung 30 arbeitet, und das bewirkt, daß ein Zähler 98 zurückgesetzt wird. Ein
Taktgeber 100. der über eine Verbindung 94 an den Ausgang des Betriebsanzeigers 92 angeschlossen ist.
gibt Taktimpulse an den Zähler 98 ab, dessen Zählstand auf einer digitalen Ladezeit-Sichtanzeige 102 angezeigt
wird.
Wenn die Gleichstromwandlerschaltung 30 zu arbeiten aufhört, gibt der Betriebsanzeiger 92 kein
Ausgangssignal mehr ab und zeigt die digitale Ladezeitanzeige 102 weiter den letzten Zählstand des
Zählers 98 an. Wenn die Gleichstromwandlerschaltung 30 dann wieder zu arbeiten beginnt, bewirkt das
Ausgangssignal des Betricbsan/eipcrs 92 über eine
Rückselzschaltung 96. daß der Zähler 98 und damit ;mch
die digitale Ladezeitanzeige 102 zurückgcset/t wird.
Aus der digitalen Ladezeilan/eige 102 lasser! sich
viele Informationen über die Funktion des implantierten Defibrillator 10 ableiten. Wenn der Schutzrohrschalter
46 unter der Einwirkung des Magneten 54 schließt und der Betriebsanzeiger 92 nicht anspricht, d. h. die
Sichtanzeige W2 keine Anzeige ergibt, erkennt man.
daß der Detektor 14 gestört ist. Wenn dagegen die Sichtanzeige 102 eine Ladezeit anzeigt, die in einem
bestimmten Bereich liegt, erkenn! man. daß der Detektor 14 ohne Funktionsstörung arbeitet. Fortschreitend
zunehmende Ladezeiten deuten auf eine fast leere Batterie hin. Der implantierte Defibrillator 10 läßt
sich daher mit Hilfe der externen Einrichtung 80
wirksam überwachen.
GemaiJ F i g. 3 weist die Kontrolleinrichtung 16 einen
Schwellwertdetektor 110 und eine Verstärkungsfaktor-MeßschaltiTg
112 auf.
Deren Ausgänge sind mit einem NAND-Glied 114 verbunden, dessen Ausgang mit einem Eingang eines
NOR-Glieds 116 verbunden ist. das über eine Diode 118
und den Widerstand 32 ein Signal zui, Ansteuern d-.-r
Gleichstromwandlersch^.liuPv1 j»1 'iofen. i'-V.s Ausgangssignal
cir:e^ NAND-Glieds 120 ist sowohl mit dem
anderen Eingang des NOR-Glieds 116 als auch mit dem
Takteingang Ceines Impulszähler 122 verbunden. An
einem Eingang des NAND-Glieds 120 lieg; das von dem zweiten Pegelvergleicher 22 über die Leitung 66
abgegebene, eine Herzfibrillation anzeigende Signal an. An dem anderen Eingang des NAND-Glieds 120 liegt
über einen Inverter 124 der Ausgang Q4 des Impulszähler 122.
Das von dem Pegeivergleicher 22 abgegebene Signal
wird ferner nach Inversion in einem Inverter 128 einem Eingang eines UND-Güedes 126 zugeführt, sn dessen
anderen Eingang ein Ausgang Qi des Iniputerählers
122 angeschlossen ist. Das Ausgangssignai des UND-Glieds 126 wird über eine Parallelschaltung a.ines
Widerstandes 129 und einer Diode 130 an den Rücksetzeingang R des Impulszähler 122 und über
einen Kondensator 132 an Ma?se angelegt. An einen Ausgang Q3 des Impulszähler 122 ist eine Leitung 72
zum Einschalten der höheren zweiten Energiestufe angeschlossen.
Die in F i g. 3 dargestellte Lade- und Entladungsauslöseeinrichtung
26 hat voneinander getrennte Eingänge zum Herbeiführen des Auf- und Entladens. Der Eingang
zum Entladen ist mit der Verbindung zwischen dem Widerstand 32 und der Diode 48 und der Eingang zum
Aufladen mit dem Ausgang eines Inverters 134 verbunden. Der Ausgang des Inverters 134 liegt auch an
einem Eingang eines ODER-Glieds 136 an, dessen anderer Eingang rnii der Leitung 13S verbunden ist, über
die das eine Impulsabgabe anzeigende Signal abgegeben wird.
Der Ausgang des ODEkCilictls 136 licgl an dem
Rücksetzeingang R eines O-Flipflops 140. das ein an
seinen Eingang /J angelegtes Signal an seinen Ausgang
C? abgibt, wenn an dem F.ingang Cdes Flipflops 140 ein
Taktimpuls liegt. Mit dem Eingang Π des Flipflops 140 ist über den Inverter 124 der Ausgang Q4 des
Impulszähler 122 verbunden. An den Takteingang des Flipflops '40 wird über die Leitung 66 das eine
Hcrzfibriti'alion anzeigende Signal angelegt. Über den
Ausgang Q des Flipflops 140 und die Leitung 68 wird zum Vorbereiten der Defibrillation der Impulsschalter
40(Fi g 1)betätigt.
Wenn der Detektor 14 eine llerzfibrillation feststellt,
wird der Kondensator 18 auf die Spannung Vcc aufgeladen. Wird beim Aufladen des Kondensators 18
ein vorbestimmten niedriger Sollwert von etwa 1.2 V erreicht, spricht der Pegelvergleicher 20 an und legt an
die Anstetierlcitung 21 ein Großsignal an. Dadurch
werden üKt die Leitung 21 der zweit·' Pegelvergleicher
17. und die Sperreinrichtung bzw. BeKrenzerschaltung
24 und ferner der Schweüwertdetektor 110 und die
Verstärkungsfaktor-Meßschaltiing 112 erst in Betneb
gesetzt, um der Batterie möglichst wenig Energie zu entnehmen.
Der Detektor 14 ist mit einer regelbaren Verstärkung
versehen und wertet zur Feststellung von Herzfibrillationen die Zeitdauer aus. in der sich ein gefiltertes
EKG-Signal langer als zulässig außerhalb eines vorgegebenen Sollwertbereichs befindet. Hierzu weist
die Kontrolleinrichtung 16 einen Schwellwertdetektor 110 und eine VerstarkungsfaktorMeßschaltung 112 auf.
Der Detektor 14 wird kontrolliert, wenn der erste Pegelvergleicher 20 die Kontrolleinrichtung 16 in
Betrieb gesetzt hat. Zunächst kontrolliert der Schwellwertdetektor 110, ob sich das gefilterte EKG-Signal
langer als zulässig außerhalb des Soilwertbereichs befindet. Wenn sich das gefilterte FKG-Signal langer als
ein bis zwei Sekunden außerhalb des Sollwertbereichs befindet, liegt eine Funktionsstörung vor.
Wird bei der Kontrolle eine solche Funktionsstörung festgestellt, gibt der Schwellwertdetektor 110 ein Signal
(Kleinsigna!) an das NAND-Glied 114 ab. das jetzt über
J;e Leitunr 64 ein Signal abgibt, das die Sperreinrichtung
b.-A. "ejrenzerschaltung 24 ansteuert. Infolgedessen
bleibt die Spannung des Kondensators 18 unter dem Sollwert des zweiten Pegelvergleichers 22.
Wenn der Schwellwertdetektor 110 keine Funktionsstörung ermittelt, bleibt sein Ausgang auf dem
Großsignalpegel. Zur weiteren Kontrolle des Detektors 14 prüft die Verstärkungsfaktor-Meßschaltung 112, ob
der Verstärkungsfaktor des Detektors 14 über einem vorgegebenen Schwellwert liegt, weil der Verstärkungsregelkondensator
gestört ist. Liegt der Verstärkungsfaktor über dem vorgegebenen Schwellwert, wird durch
ein von der Verstärkungsfaktor-Meßschaltung 112 abgegebenes Kleinsignal das NAND-Glied 114 angesteuert.
Die weitere Schaltungsfolge entspricht der im Zusammenhang mit dem Schwellwertdetektor 110
beschriebene-1 Der Defibrillator 10 gibt daher bei einer
Funktionsstörung des L»«.i;!.;_-rs 1^ ^eine Defibriilationssignale
ab, da sich der Ausgang des NANi^-Gücis
114 auf dem Großsignalpegel befindet, so daß das NOR-Glied 116 an die Leitung zum Ansteuern des
Impulsgebers 38 ein Kleinsignal anlegt
Tritt bei ohne Funktionsstörung arbeitendem Detektor 14 eine Herzfibrillation auf, wird der Kondensator 18
bis auf die Spannung des Sollwerts des zweiten Pegelvergleichers 22 aufgeladen. In diesem Zeitpunkt
wird an die Leitung 66 ein Großsignal angelegt. Infolgedessen wird das Flipflop 140 getaktet und die
Schaltung zur Abgabe von Defibrillationssignalcn in Funktion gesetzt. Es sei angenommen, daß der
Impulszähler 122 auf Null zurückgestellt worden ist und daß an den Ausgängen Qi, Q 3 und Q4 der
Kleinsignalpegel anliegt. Infolgedessen geht der Ausgang des NAND-Glieds 120 auf den Kleinsignalpegel.
Da keine Funktionsstörung vorhanden ist, liegt an beiden Eingang des NOR-Glieds 116 der Kleinsignalpegel
und am Ausgang des Glieds 116 der Großsignalpegel. so ti,iß die Cilcichstromwandlcrschaltung 30 mit
ihrem Energiespeicher (F i g. I) angesteuert wird.
Selbst bei arbeitender Gleichstromwandlcrschaltung 30 läßt sich durch Schließen des Schtit/.rohrschalters 46
das Aufladen des als Energiespeicher dienenden Kondensators unterbrechen. Bei geschlossenem Schutzrohrschalter
46 wird über die Diode 48 an die Gleichstromwandlerschaltung 30 das Kleinsignal zum
Abschalten derselben angelegt. Uer Widerstand 5ö ist
hochohmig. so daß auch bei einem Kurzschluß in der Diode 49 ein zum Einschalten der Gleichstromwandlerschaltung
30 ausreichender Strom vorhanden ist. Durch das Schließen des Schutzrohrschalters 46 wird ferner
das Flipflop 140 zurückgesetzt und höchstens ein Signal an den Kontrollverbraucher42(Fig. I)abgegeben.
Ist keine Funktionsstörung des Detektors 14 vorhanden
und auch der Schutzrohrschalter 46 nichi geschlossen, arbeitet der Defibrillator 10 wie üblich. Das
Anlegen eines Großpegelsignals an die Gleichstromwandlerschaltung 30 steuert die Lade- und Entladungsauslöse-Einrichtung
26 an, um den Kondensator 18 zu entladen. Liegt hierbei ein Kleinpegelsignal an, ist der
Ausgang der Lade- und Entladungsauslösc-Einrichtung 26 erdfrei. Der Kondensator 18 wird entladen, bis seine
Spannung unter den Sollwert des zweiten Pegelvergleichers 22 fällt und über die Leitung 66 kein Signal mehr
geliefert wird. Jetzt geht der Ausgang des NAND-Glieds 120 r.uf den Großsignalpegel, so daß der
Impulszähler 122 einen Zählschritt ausführt und an seinen Ausgang Ol den Großsignalpegel anlegt.
Gleichzeitig wird an das NOR-Glied 116 ein Großpegelsignal
und daher zur Ansteuerung der Gleichstromwandlerschaltung 30 ein Kleinpef .!signal, d. h. ein
Impuls, angelegt.
Die Gleichstromwandlerschaltung 30 ist so beschaffen,
daß sie nach der Ansteuerung selbstschwingend ist, d. h. daß sie selbständig weiterschwingt, wenn ein
einziges Signal zur Ansteuerung angelegt worden ist. Die Gleichstromwandlerschaltung 30 liefert dann
fortlaufend Signale für die Lade- und Entladeauslöse-Einricrrung 26. so daß die Spannung an dem
Kondensator 18 niedrig gehalten und gewährleistet wird, daß sich nach der Abgabe eines Defibrillationssignals
der Kondensator 18 im vorbestimmten Zustand befindet. Nach der Abgabe eines solchen Defibrillationssignals
wird das Flipflop 140 über das ODER-Glied 136 zurückgesetzt.
Bis zur Abgabe eines Defibrillationssignals und zur Abschaltung der Gleichstromwandlerschaltung 30 wird
der Detektor 14 gesperrt. Wenn das Defibrillationssigriai
der. gewünschten Erfoig hat, wird der Detektor 14
wieder in seiner: BereiticiiaiWui^rid gebracht und die
Lade- und Entladungsauslöse-Einrichtung 2& ist wieder
ansteuerbar. Jetzt liegt am Ausgang des UND-Glieds 128 der Großsignalpege! und wird nach etwa 50 bis
20 Sekunden der Impulszähler 122 auf Null zurückgesetzt.
Wenn dagegen das üefibrillationssignal nicht zu dem gewünschten Erfolg geführt hat. beginnt der Detektor
14 ein neues Arbeitsspiel, wozu der Impulszähler 122
fortgeschaltet wird. Nach Abgabe des Defibrillationssignals geht der Ausgang Q4 auf den Großsignalpegel, so
daß dann auch der Ausgang des NAND-Glieds 120 auf dem Großsignalpegel gehalten wird. Dann wird die
Gleichstromwandlerschaltung 30 gesperrt, so daß das Flipflop 14c· nicht zurückgesetzt und die Leitung 68 zur
Vorbereitung der Entladung durch den Patienten auf dem Kleinsignalpegel gehalten wird. Die Lade- und
Entladiingsauslöse-Einrichuing 26 wird nicht ange
steuert und in der Leitung 66 bleibt der Großsignalpegei, solange ein Herzfibrilliercn festgestellt wird. Am
Ausgang des UND-Glieds 126 liegt der Klcinsignalpegcl.
und der Impulszähler 122 wird erst zurückgesetzt, wenn 20 Sekunden lang kein Herzfibrillieren mehr
festgestellt worden ist. Weitere Dcfibrillationssignale werden nicht abgegeben.
yyiiu uer tvonueiisaioi io iiüuige eniei ruiiruiuimiurung
aufgeladen, liegt am Ausgang des Schwellwertdetektors 110 oder der Verstärkungsfaktor-Meßschaltiing
112 der Kontrolleinrichtung 16 ein Kleinsignal an. Am
Ausgang des NAND-Glieds 114 liegt dann der Großsignalpegel, und die Glcichstromwandlerschaltung
30 rtird mit dem Kleinpegelsignal angesteuert. Das
NAND-Glied 114 legt an meinen Ausgang das Großpcgelsignal an, so daß die Sperreinrichtung bzw.
Begrenzerschallung 24 angesteuert wird und der Kondensator 18 nicht bis zum Sollwert des zweiten
Pegelvergleichers 22 aufgeladen wird.
Bei einer bleibenden Funktionsstörung bleibt der Bereitschaftszustand des Defibrillator 10 erhalten, so
daß der Arzt bei der nächsten Untersuchung des Patiemen weiß, daß der implantierte Defibrillator 10 mit
einer Funktionsstörung behaftet ist. Bei einer vorübergehenden Störung zeigt der Schwellwertdetektor 110
oder die Verstärkungsfaktor-Meßschaltung 112 nach einigen· Zeit an, daß die Funktionsstörung nicht mehr
vorhanden ist, und die Sperreinrichtung 24 wird unwirksam. Nach dem Fortfall der Funktionsstörung
gewährleistet die Sperreinrichtung bzw. Begrenzerschalliing
24, daß die Spannung des Kondensators 18 beträchtlich unter dem Sollwert des Pegelvergleichers
22 liegt. Dadurch wird für eine Verzögerung gesorgt, so
daß die Kontrolleinrichtung 16 wieder angesteuert wird, ehe der Spl'wert des zweiten Pegelvergleichers 22
erreicht ist. Ohne die Begrenzerschaltung 24 würde die Glcichstromwandlerschaltung 30 unmittelbar nach dem
Fortfall einer Störung mit Großpegelsignal angesteuert. Durch das NOR-Glied 116 und die Begrenzerschaltung
24 ist für eine redundante Sperrung der Gleichstromwandlerschaltung
30 bei einer Funktionsstörung gesorgt.
Zur Kontrolle des Defibrillator 10 von außen geht beim Schließen des Schutzrohrschalters 46 der Ausgang
des Inverters 134 auf das Großpegelsignal, so daß das
Flipflop 140 zurückgesetzt wird und die Lade- und Eniladungsauslöse-Finrichtung 26 den Kondensator 18
aufzuladen beginnt. Die Lade- und Entladungsauslösel'inrichtung
26 arbeitet von einem Ansteuersigml des Pegelvergleichers 20 unabhängig.
Wenn die Spannung des Kondensators 18 den Sollwert des Pegelvergleichers 20 überschreitet, wird
Sollwert des Pegelvergleichers 22 erreicht ist. wird die Gleichstromwandlcrschaltung 30 mit einem Großpceelsignal
angesteuert, das Flipflop 140 aber nicht gesetzt, weil es von dem ODER-Glied 136 ein Rücksclzsignal
erhält. Auch der Ausgang des NOR-Glieds 116 geht auf
das Großpegelsignal. Die Gleichstromwandlerschaltung 30 wird vorbereitend über das Kleinpegelsignal
angesteuert, weil die Diode 48 über den geschlossenen Schutzrohrschalter 46 geerdet ist.
Nach der Freigabe des Schutzrohrschalters 46 wird die Gleichstiomwandlerscrmltung 30 mit einem Großpegelsignal
angesteuert und die Lade- und Entiadungsauslöse-Einrichtung 26 liefert Entladesignale. Dadurch
wird gewährleistet, daß während des Betriebes der Gleichstroinwandlerschaltung 30 der Kondensator 18
ständig entladen wird. An der Leitung 62 zum Vorbereiten der Entladung durch den Patienten liegt
das Kleinpegelsignal. Daher wird das Defibrillationssignal nicht an die implantierten Elektroden 12, sondern an
den Kontrollverbraucher 42 abgegeben.
Bei der Prüfung des Defibrillator 10 wird nicht nur der Detektor 14, sondern es wer<'";n auch die
Schaltungen insgesamt, wie die logische Steuereinrichtung 28. kontrolliert.
Hierzu 3 Blatt Zeichnungen
Claims (3)
1. Implantierbares Herzrhytbmuskorrekturgerät,
welches gesteuert von einem auf eine Herzrhythmusstörung ansprechenden Detektor im Bedarfsfall
automatisch zumindest ein elektrisches Korrektursignal ans Herz abgibt und das einen Energiespeicher
für die Energie des jeweils zu bildenden Korrektursignals, eine Lade- und eine Entladungsauslöse-F.mrichtung
für den Energiespeicher sowie eine Prüfeinrichtung zum Oberprüfen der Funktionsfähigkeit
des Herzrhythmuskorrekturgeräts aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß das Herzrhythmuskorrekturgerät ein Defibrillator
ist, daß der Detektor ein auf Herzfibrillationen ansprechender Detektor (14) ist, daß die Prüfeinrichtung
eine Kontrolleinrichtung (16) für den Detektor (14) enthält und daß der Kontrolleinrichtung (16)
eine Sperreinrichtung (24) nachgeschaltet ist, die eine Abgabe von Defibrillationssignalen ans Herz
verhindert, wenn die Kontrolleinrichtung (16) eine Funktionsstörung des Detektors (14) feststellt.
2. Implantierbares Herzrhythmuskorrekturgerät nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine Ansteuerschaltung
(18,20), die die Kontrolleinrichtung (16) erst dann aktiviert, wenn der Detektor (14) ein
Herzfibrillieren feststellt
3. Implantierbares Herzrhythmuskorrekturgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die
Kontrolleinrichtung (16) einen Schwellwertdetekior (110) und eine Verstärkungsfaktor-Meßschaltung
(112) aufweW, mit deren Hilfe kontrolliert wird, ob das gefilterte EKG-Signal sich länger als zulässig
außerhalb eines vorgegebenen Sollwertbereichs befindet und ob der Verstärkungsfaktor des auf
Herzfibrillationen ansprechenden Detektors (14) über einem vorgegebenen Schwellwert liegt.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US05/801,300 US4164946A (en) | 1977-05-27 | 1977-05-27 | Fault detection circuit for permanently implanted cardioverter |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE2822799A1 DE2822799A1 (de) | 1978-11-30 |
DE2822799C2 true DE2822799C2 (de) | 1982-11-25 |
Family
ID=25180732
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE2822799A Expired DE2822799C2 (de) | 1977-05-27 | 1978-05-24 | Implantierbares Herzrhythmuskorrekturgerät |
Country Status (6)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4164946A (de) |
JP (1) | JPS53148887A (de) |
CA (1) | CA1109125A (de) |
DE (1) | DE2822799C2 (de) |
GB (1) | GB1601545A (de) |
NL (1) | NL188506C (de) |
Families Citing this family (88)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4254775A (en) * | 1979-07-02 | 1981-03-10 | Mieczyslaw Mirowski | Implantable defibrillator and package therefor |
US4295474A (en) * | 1979-10-02 | 1981-10-20 | The Johns Hopkins University | Recorder with patient alarm and service request systems suitable for use with automatic implantable defibrillator |
DE3171984D1 (en) * | 1980-04-16 | 1985-10-03 | Medtronic Inc | Patient interactive stimulator |
US4361153A (en) * | 1980-05-27 | 1982-11-30 | Cordis Corporation | Implant telemetry system |
GB2083916B (en) * | 1980-09-18 | 1984-09-26 | Mirowski Miecyslaw | Implantable automatic defibrillator |
US4407288B1 (en) * | 1981-02-18 | 2000-09-19 | Mieczyslaw Mirowski | Implantable heart stimulator and stimulation method |
US4614192A (en) * | 1982-04-21 | 1986-09-30 | Mieczyslaw Mirowski | Implantable cardiac defibrillator employing bipolar sensing and telemetry means |
US4768512A (en) * | 1986-05-13 | 1988-09-06 | Mieczyslaw Mirowski | Cardioverting system and method with high-frequency pulse delivery |
JPH062688Y2 (ja) * | 1987-07-11 | 1994-01-26 | 日本光電工業株式会社 | 除細動装置 |
US4774950A (en) * | 1987-10-06 | 1988-10-04 | Leonard Bloom | Hemodynamically responsive system for and method of treating a malfunctioning heart |
US4984572A (en) * | 1988-08-18 | 1991-01-15 | Leonard Bloom | Hemodynamically responsive system for and method of treating a malfunctioning heart |
US5027814A (en) * | 1989-05-19 | 1991-07-02 | Ventritex, Inc. | Implantable medical device employing an improved waveform digitization network |
US5054485A (en) * | 1990-06-01 | 1991-10-08 | Leonard Bloom | Hemodynamically responsive system for and method of treating a malfunctioning heart |
US5163428A (en) * | 1990-10-11 | 1992-11-17 | Ventritex, Inc. | Implantable cardiac defibrillator with current leakage detecting means |
US5224475A (en) * | 1991-11-20 | 1993-07-06 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for termination of ventricular tachycardia and ventricular fibrillation |
US5312442A (en) * | 1992-05-05 | 1994-05-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Energy dissipation resistor for implantable defibrillation circuitry |
JPH09500798A (ja) * | 1993-05-18 | 1997-01-28 | ハートストリーム,インコーポレイテッド | 自己試験特徴を有する除細動器 |
US5879374A (en) * | 1993-05-18 | 1999-03-09 | Heartstream, Inc. | External defibrillator with automatic self-testing prior to use |
US5431684A (en) * | 1993-12-22 | 1995-07-11 | Ventritex, Inc. | Implantable defibrillator output stage test circuit and method |
US5579234A (en) * | 1994-03-11 | 1996-11-26 | Physio-Control Corporation | System for automatically testing an electronic device during quiescent periods |
US5453698A (en) * | 1994-09-28 | 1995-09-26 | Ventirtex, Inc. | Method and system for testing an implantable defibrillator output stage and high voltage lead integrity |
US5571141A (en) * | 1994-09-30 | 1996-11-05 | Intermedics, Inc. | Device and method for cardiac arrhythmia therapy with failure detection and backup |
US5735882A (en) * | 1996-11-25 | 1998-04-07 | Sulzer Intermedics Inc. | Cardiac stimulator with backup-mode self-recovery |
US5899925A (en) * | 1997-08-07 | 1999-05-04 | Heartstream, Inc. | Method and apparatus for aperiodic self-testing of a defibrillator |
US20020035381A1 (en) * | 2000-09-18 | 2002-03-21 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous electrode with improved contact shape for transthoracic conduction |
US20020035377A1 (en) * | 2000-09-18 | 2002-03-21 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous electrode for transthoracic conduction with insertion tool |
US20020035378A1 (en) * | 2000-09-18 | 2002-03-21 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous electrode for transthoracic conduction with highly maneuverable insertion tool |
US7069080B2 (en) * | 2000-09-18 | 2006-06-27 | Cameron Health, Inc. | Active housing and subcutaneous electrode cardioversion/defibrillating system |
US6988003B2 (en) * | 2000-09-18 | 2006-01-17 | Cameron Health, Inc. | Implantable cardioverter-defibrillator having two spaced apart shocking electrodes on housing |
US6927721B2 (en) * | 2001-11-05 | 2005-08-09 | Cameron Health, Inc. | Low power A/D converter |
US20020035379A1 (en) | 2000-09-18 | 2002-03-21 | Bardy Gust H. | Subcutaneous electrode for transthoracic conduction with improved installation characteristics |
US20020095184A1 (en) * | 2000-09-18 | 2002-07-18 | Bardy Gust H. | Monophasic waveform for anti-tachycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator |
US7039465B2 (en) * | 2000-09-18 | 2006-05-02 | Cameron Health, Inc. | Ceramics and/or other material insulated shell for active and non-active S-ICD can |
US7076296B2 (en) * | 2000-09-18 | 2006-07-11 | Cameron Health, Inc. | Method of supplying energy to subcutaneous cardioverter-defibrillator and pacer |
US6754528B2 (en) * | 2001-11-21 | 2004-06-22 | Cameraon Health, Inc. | Apparatus and method of arrhythmia detection in a subcutaneous implantable cardioverter/defibrillator |
US7146212B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-12-05 | Cameron Health, Inc. | Anti-bradycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator |
US6788974B2 (en) * | 2000-09-18 | 2004-09-07 | Cameron Health, Inc. | Radian curve shaped implantable cardioverter-defibrillator canister |
US6721597B1 (en) * | 2000-09-18 | 2004-04-13 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous only implantable cardioverter defibrillator and optional pacer |
US7194302B2 (en) | 2000-09-18 | 2007-03-20 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous cardiac stimulator with small contact surface electrodes |
US6937907B2 (en) * | 2000-09-18 | 2005-08-30 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous electrode for transthoracic conduction with low-profile installation appendage and method of doing same |
EP1584351A1 (de) | 2000-11-22 | 2005-10-12 | Medtronic, Inc. | Vorrichtung zur Erkennung und Behandlung von ventrikulären Arrhythmien |
DE10136642A1 (de) * | 2001-07-20 | 2003-02-06 | Biotronik Mess & Therapieg | Medizinisches Einweggerät |
US7330757B2 (en) | 2001-11-21 | 2008-02-12 | Cameron Health, Inc. | Method for discriminating between ventricular and supraventricular arrhythmias |
US7392085B2 (en) | 2001-11-21 | 2008-06-24 | Cameron Health, Inc. | Multiple electrode vectors for implantable cardiac treatment devices |
US7248921B2 (en) | 2003-06-02 | 2007-07-24 | Cameron Health, Inc. | Method and devices for performing cardiac waveform appraisal |
CA2508800A1 (en) | 2002-12-11 | 2004-06-24 | Proteus Biomedical, Inc. | Method and system for monitoring and treating hemodynamic parameters |
US7319898B2 (en) * | 2003-04-25 | 2008-01-15 | Medtronic, Inc. | Self-adapting defibrillator induction feature |
US7239915B2 (en) * | 2003-12-16 | 2007-07-03 | Medtronic, Inc. | Hemodynamic optimization system for biventricular implants |
US20050171413A1 (en) * | 2004-02-04 | 2005-08-04 | Medoptix, Inc. | Integrated device for non-invasive analyte measurement |
KR100601953B1 (ko) * | 2004-05-03 | 2006-07-14 | 삼성전자주식회사 | 메모리 소자의 캐패시터 및 그 제조 방법 |
US20060089681A1 (en) * | 2004-10-21 | 2006-04-27 | Cameron Health, Inc. | Implantable medical device |
US7376458B2 (en) * | 2004-11-29 | 2008-05-20 | Cameron Health, Inc. | Method for defining signal templates in implantable cardiac devices |
US7477935B2 (en) * | 2004-11-29 | 2009-01-13 | Cameron Health, Inc. | Method and apparatus for beat alignment and comparison |
US7655014B2 (en) * | 2004-12-06 | 2010-02-02 | Cameron Health, Inc. | Apparatus and method for subcutaneous electrode insertion |
US8160697B2 (en) | 2005-01-25 | 2012-04-17 | Cameron Health, Inc. | Method for adapting charge initiation for an implantable cardioverter-defibrillator |
US8229563B2 (en) * | 2005-01-25 | 2012-07-24 | Cameron Health, Inc. | Devices for adapting charge initiation for an implantable cardioverter-defibrillator |
JP5027797B2 (ja) | 2005-03-31 | 2012-09-19 | プロテウス バイオメディカル インコーポレイテッド | 心臓再同期化のための多重電極ペーシングの自動最適化 |
US7555338B2 (en) * | 2005-04-26 | 2009-06-30 | Cameron Health, Inc. | Methods and implantable devices for inducing fibrillation by alternating constant current |
US7483744B2 (en) * | 2005-05-05 | 2009-01-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for recovering from transient faults in an implantable medical device |
US7373200B2 (en) * | 2005-05-05 | 2008-05-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for providing tachyarrhythmia therapy by implantable device in presence of system faults |
US8116867B2 (en) | 2005-08-04 | 2012-02-14 | Cameron Health, Inc. | Methods and devices for tachyarrhythmia sensing and high-pass filter bypass |
US7983751B2 (en) | 2005-08-12 | 2011-07-19 | Proteus Biomedical, Inc. | Measuring conduction velocity using one or more satellite devices |
US7623909B2 (en) * | 2006-05-26 | 2009-11-24 | Cameron Health, Inc. | Implantable medical devices and programmers adapted for sensing vector selection |
US8788023B2 (en) | 2006-05-26 | 2014-07-22 | Cameron Health, Inc. | Systems and methods for sensing vector selection in an implantable medical device |
US7783340B2 (en) * | 2007-01-16 | 2010-08-24 | Cameron Health, Inc. | Systems and methods for sensing vector selection in an implantable medical device using a polynomial approach |
US8200341B2 (en) * | 2007-02-07 | 2012-06-12 | Cameron Health, Inc. | Sensing vector selection in a cardiac stimulus device with postural assessment |
US20080015644A1 (en) * | 2006-07-14 | 2008-01-17 | Cameron Health, Inc. | End of life battery testing in an implantable medical device |
US8718793B2 (en) | 2006-08-01 | 2014-05-06 | Cameron Health, Inc. | Electrode insertion tools, lead assemblies, kits and methods for placement of cardiac device electrodes |
US7623913B2 (en) | 2006-08-01 | 2009-11-24 | Cameron Health, Inc. | Implantable medical devices using heuristic filtering in cardiac event detection |
US7877139B2 (en) | 2006-09-22 | 2011-01-25 | Cameron Health, Inc. | Method and device for implantable cardiac stimulus device lead impedance measurement |
US8014851B2 (en) | 2006-09-26 | 2011-09-06 | Cameron Health, Inc. | Signal analysis in implantable cardiac treatment devices |
US7623916B2 (en) * | 2006-12-20 | 2009-11-24 | Cameron Health, Inc. | Implantable cardiac stimulus devices and methods with input recharge circuitry |
WO2009131749A2 (en) | 2008-02-28 | 2009-10-29 | Proteus Biomedical, Inc. | Integrated circuit implementation and fault control system, device, and method |
US20090287266A1 (en) * | 2008-05-13 | 2009-11-19 | Mark Zdeblick | High-voltage tolerant multiplex multi-electrode stimulation systems and methods for using the same |
EP2424588A4 (de) | 2009-04-29 | 2013-05-22 | Proteus Digital Health Inc | Verfahren und geräte für leitungen für implantierbare vorrichtungen |
US8786049B2 (en) | 2009-07-23 | 2014-07-22 | Proteus Digital Health, Inc. | Solid-state thin-film capacitor |
WO2012003124A2 (en) * | 2010-07-01 | 2012-01-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Therapy circuit protection for implantable medical device |
US8718770B2 (en) | 2010-10-21 | 2014-05-06 | Medtronic, Inc. | Capture threshold measurement for selection of pacing vector |
US8355784B2 (en) | 2011-05-13 | 2013-01-15 | Medtronic, Inc. | Dynamic representation of multipolar leads in a programmer interface |
EP2967404B1 (de) | 2013-03-11 | 2019-05-22 | Cameron Health, Inc. | Vorrichtung mit zwei kriterien zum nachweis von arrhythmie |
US9579065B2 (en) | 2013-03-12 | 2017-02-28 | Cameron Health Inc. | Cardiac signal vector selection with monophasic and biphasic shape consideration |
US20150364861A1 (en) * | 2014-06-17 | 2015-12-17 | Minnetronix, Inc. | Implantable connection mechanisms for continuous high power delivery |
US10149933B2 (en) | 2014-07-25 | 2018-12-11 | Minnetronix, Inc. | Coil parameters and control |
DE102015112097A1 (de) | 2014-07-25 | 2016-01-28 | Minnetronix, Inc. | Leistungsskalierung |
US10342908B2 (en) | 2015-01-14 | 2019-07-09 | Minnetronix, Inc. | Distributed transformer |
DE102016100534A1 (de) | 2015-01-16 | 2016-07-21 | Vlad BLUVSHTEIN | Datenübertragung in einem transkutanen Energieübertragungssystem |
DE102016106657A1 (de) | 2015-04-14 | 2016-10-20 | Minnetronix, Inc. | Repeater-resonanzkreis |
RU2740840C2 (ru) * | 2016-03-21 | 2021-01-21 | Конинклейке Филипс Н.В. | Способ распознавания рабочего состояния дефибриллятора, устройство мониторинга и система для уведомления о состоянии дефибриллятора |
Family Cites Families (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3138151A (en) * | 1962-06-11 | 1964-06-23 | Robert L Chapman | Detector and alarm ventricular impulses |
US3612041A (en) * | 1969-07-25 | 1971-10-12 | Us Army | Apparatus for detecting ventricular fibrillation |
US3703900A (en) * | 1969-12-02 | 1972-11-28 | Cardiac Resuscitator Corp | Cardiac resuscitator |
NL174701C (nl) * | 1970-02-09 | 1989-12-18 | Mirowski Mieczyslaw | Defibrillator. |
DE2340123A1 (de) * | 1973-08-08 | 1975-02-20 | Schwarzer Gmbh Fritz | Ueberstrom-schutzschaltung |
US3952750A (en) * | 1974-04-25 | 1976-04-27 | Mieczyslaw Mirowski | Command atrial cardioverting device |
-
1977
- 1977-05-27 US US05/801,300 patent/US4164946A/en not_active Expired - Lifetime
-
1978
- 1978-05-24 DE DE2822799A patent/DE2822799C2/de not_active Expired
- 1978-05-26 NL NLAANVRAGE7805775,A patent/NL188506C/xx not_active IP Right Cessation
- 1978-05-26 GB GB22917/78A patent/GB1601545A/en not_active Expired
- 1978-05-26 CA CA304,207A patent/CA1109125A/en not_active Expired
- 1978-05-26 JP JP6320678A patent/JPS53148887A/ja active Granted
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
NL7805775A (nl) | 1978-11-29 |
US4164946A (en) | 1979-08-21 |
CA1109125A (en) | 1981-09-15 |
NL188506C (nl) | 1992-07-16 |
GB1601545A (en) | 1981-10-28 |
NL188506B (nl) | 1992-02-17 |
JPS6125388B2 (de) | 1986-06-16 |
JPS53148887A (en) | 1978-12-25 |
DE2822799A1 (de) | 1978-11-30 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE2822799C2 (de) | Implantierbares Herzrhythmuskorrekturgerät | |
EP0402508B1 (de) | Verfahren und Einrichtung zum Detektieren einer Folge von anormalen Ereignissen in einem elektrischen Signal, insbesondere dem Depolarisationssignal eines Herzens | |
DE69229594T2 (de) | Nichtbindendes System zur Herzrhythmuskorrektur und Defibrillation | |
DE69405869T2 (de) | Fehlertolerante elective ersetzungsindikation für medizinische implantierbare vorrichtung | |
DE60004429T2 (de) | Implantierbarer Kardiovertierer/Defibrillator mit automatischer Einstellung von Erkennungskriterien einer Arhythmie | |
DE3232478C1 (de) | Synchronisierbarer Herzschrittmacher | |
DE3344642C2 (de) | ||
DE68916998T2 (de) | System zur Bestimmung der Leitungsimpedanz für Herzschrittmacher. | |
DE69123429T2 (de) | Implantierbarer Defibrillator mit Mitteln zum Erfassen von Leckströmen | |
DE1916088C3 (de) | Herzschrittmacher | |
DE2065013C3 (de) | Bedarfsherzschrittmacher | |
DE2254928B2 (de) | Herzschrittmacher | |
DE10135500B4 (de) | Kondensatorladeschaltung und Verfahren zum Laden eines Kondensators unter Verwendung eines Strom-Signalverlaufs mit konstanter Frequenz | |
DE3715822A1 (de) | Verfahren zur automatischen kardioversion und kardioversions-system | |
DE3117075C2 (de) | Vorhofsynchroner Herzschrittmacher | |
DE1589600A1 (de) | Elektrischer Herz-Schrittmacher | |
DE3249490C2 (de) | Vorrichtung zum Erfassen der Herzaktion | |
DE69329816T2 (de) | System zur Ladung von Defibrillatorskondensatoren in einer konstanten Zeitperiode und zu deren Entladung | |
DE68925218T2 (de) | Verfahren und Apparat zur Anwendung von asymmetrischen, zweiphasigen, abgeschnittenen exponentiellen Gegenschocks | |
DE69710364T2 (de) | Verfahren und system zur fehlerdiagnose eines relais | |
DE2061182A1 (de) | Bifunktioneller bedarfsgesteuerter Herzschrittmacher | |
DE2825626C2 (de) | ||
DE2619001C2 (de) | Herzschrittmacher | |
EP0003567B1 (de) | Störungssicherer QRS-Detektor mit automatischer Schwellenwertbestimmung | |
DE2104591C3 (de) | Defibrillator |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
OD | Request for examination | ||
D2 | Grant after examination |