DE69824903T2

DE69824903T2 - Vorrichtung zur Filterung von Signalen der Herztätigkeit

Info

Publication number: DE69824903T2
Application number: DE69824903T
Authority: DE
Inventors: Thierry Legay; Pascal Pons; Luc Garcia
Original assignee: Ela Medical SAS
Current assignee: Sorin CRM SAS
Priority date: 1997-01-07
Filing date: 1998-01-07
Publication date: 2005-07-07
Anticipated expiration: 2018-01-08
Also published as: DE69824903D1; US5954660A; FR2758221A1; FR2758221B1; JPH10229975A; EP0852154B1; EP0852154A1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft die Verarbeitung von Signalen, die durch medizinische Vorrichtungen empfangen werden, insbesondere durch die "aktiven implantierbaren medizinischen Vorrichtungen", wie definiert durch die Richtlinie 90/385/EWG vom 20. Juni 1990 des Rates der europäischen Gemeinschaften, z. B. die Herzschrittmacher, die Defibrillatoren und/oder Kardioverter, die neurologischen Apparate, die Pumpen zur Verteilung von medizinischen Substanzen und die Cochlearimplantate.
Die Erfindung wird hauptsächlich im Fall eines Herzschrittmachers beschrieben, hierbei handelt es sich jedoch nur um ein Beispiel einer Verwirklichung der Erfindung, welche in allgemeinerer Weise auf eine große Vielzahl von aktiven medizinischen Vorrichtungen anwendbar ist, implantierbar oder sogar nicht-impantierbar, z. B. durch den Patienten getragene.
In diesen Apparaten wird die Herzaktivität an den Anschlüssen von Elektroden empfangen und das erhaltene Signal wird in ein Modul zur Verstärkung und zur Filterung eingespeist. Der Verstärker ist allgemein vorgesehen, um Signale in der Ordnung von Millivolt in einem Frequenzband zu empfangen, welches sich in einem Bereich erstreckt, der typischerweise von 1 Hz bis 80 Hz geht.
Aber die jüngsten Apparate verpflichten, diese Grenzen zu erweitern.
Tatsächlich weisen die Stimulatoren vom Typ VDD z. B. viel schwächere Empfindlichkeiten auf, in der Ordnung von 0,1 mV, da sie im Vorhof eine schwebende Elektrode verwenden, zur Aufnahme der P-Wellen und um diese Signale zu erfassen, ist es notwendig, die Verstärkung der Verstärker zu erhöhen.
Ferner besitzen die aktuellen Stimulatoren "Holter" genannte Funktionen, d. h. zur Speicherung und zur Analyse der Herzaktivität über eine sehr lange Zeitdauer, typischerweise über mehrere Stunden. Die Analyse des endokavitären Signals, die zu diesem Zweck ausgeführt wird, erfordert einen Durchlassbereich, dessen minimale Frequenz erheblich niedriger ist, typischerweise 0,1 Hz, um z. B. das ST-Segment des Herzsignals analysieren zu können.
Diese Verbesserungen bewirken das Auftauchen von neuen Problemen, insbesondere auf Grund der Tatsache, dass der Durchlassbereich viel größer im Gebiet der niederen Frequenz ist.
Vor allem muss, unabhängig von seiner Empfindlichkeit, der Eingangsverstärker die erhöhte Amplitude des Stimulationsimpulses unterstützen können, der im Stande ist, durch die Vorrichtung abgegeben zu werden, ein Impuls, dessen Amplitude 10 V erreichen kann, und danach so schnell wie möglich eine Fähigkeit zum Hören (Empfindlichkeit) von Signalen in der Ordnung von Millivolt erlangen.
Um die erhöhte Spannung des Stimulationsimpulses unterstützen zu können, wird immer eine Periode des "Blanking" (Entkopplung) der Eingangsschaltungen in dem Moment vorgesehen, in dem der Impuls abgegeben wird. Jedoch kann, am Ende des Blanking, im Moment, in dem der Eingangsverstärker erneut auf Empfang geschaltet wird, eine erhebliche Sättigung der Eingangsstufe eintreten, da das Potential der Schnittstelle Herz/Elektrode noch nicht auf seinem Ruhewert zurückgekehrt ist.
Dieses Problem wird ferner durch die Tatsache verstärkt, dass die Zeit zur Erholung des Verstärkers um so länger ist, als die Grenzfrequenz des Hochpassfilters der Eingangsstufe niedriger ist: so ist, für einen Hochpassfilter mit Grenzfrequenz bei 0,1 Hz, die Zeit zur Erholung des Verstärkers in der Ordnung von 10 sek., was vollkommen inkompatibel mit dem Bedarf ist, welchen man hat, in schneller Weise auf die Aufeinanderfolge der Herzsignale zu antworten.
Es ist sicher möglich, die "Prä- oder Postladungs"-Technik anzuwenden, welche darin besteht, elektrische Ladungen vor oder nach dem Stimulationsimpuls abzugeben, um die Verlängerung der Zeit zur Erholung zu kompensieren. Jedoch ist diese Methode stark energieverbrauchend und würde nicht in permanenter Weise angewandt werden, ohne die Lebensdauer der implantierten Vorrichtung erheblich zu vermindern.
Ein weiteres Problem besteht in der Größe der kapazitiven und resistiven Komponenten, welche um so höher ist, je niedriger die Grenzfrequenz des Hochpassfilters der Eingangsstufe ist.
Man sieht so, dass je mehr das Aufnahmefenster im Bereich niedriger Frequenzen verbreitert wird, es um so notwendiger ist, über Komponenten von großem Umfang zu verfügen, was inkompatibel mit dem Bedürfnis der Miniaturisierung der Schaltungen der implantierbaren Apparate ist.
Eines der Ziele der Erfindung ist, diesem Nachteil abzuhelfen, in dem eine Vorrichtung vorgeschlagen wird, welche erlaubt, das spektrale Analyseband im Bereich niedriger Frequenzen erheblich zu verbreitern, ohne gleichzeitig Komponenten von großem Umfang zu erfordern, noch, jedenfalls, die Zeit zur Erholung des Eingangsverstärkers des Stimulators signifikant zu beeinflussen.
Wie verstanden werden wird, ist dieses Problem nicht nur Herzschrittmachern eigen, und stellt sich jedes Mal in der Gegenwart von Signalen, welche durch Sensoren empfangen werden, wie dem Sensor der Aktivität, der Atmung, etc., von dem gewünscht wird, schließlich den Bestandteil sehr niedriger Frequenz auszunutzen, während für die klassische Verarbeitung des Signals reduzierte Antwortzeiten erhalten werden.
Im Wesentlichen schlägt die Erfindung vor, eine Grenzfrequenz des Hochpassfilters der Eingangsstufe des Stimulators auszuwählen, die viel höher als die gewöhnlichen Werte (z. B. 4 Hz anstatt 1 Hz) ist, und eine Kompensationsstufe vorzusehen, vorzugsweise zur digitalen Filterung, welche die Dämpfung auf Grund des Eingangsfilters kompensiert.
Die Kompensationsstufe kann nur benutzt werden, wenn gewünscht wird, die Bestandteile sehr niedriger Frequenz des Signals auszunutzen. Sie kann entweder in die implantierbare Prothese integriert werden (um z. B. eine Analyse in Echtzeit des Herzsignals zu ermöglichen) oder z. B. in ein Programmiergerät oder einen anderen externen Apparat eingeschlossen werden, der dazu bestimmt ist, mit der implantierten Prothese zusammenzuwirken, um die empfangenen Signale zu verarbeiten.
Genauer ist die Vorrichtung der Erfindung eine Vorrichtung zur Filterung, welche von dem Typ ist, bekannt, z. B. aus dem Dokument EP-A-0 605 264, welche am Eingang Signale von Mitteln zum Empfangen physiologischer Daten empfängt und am Ausgang, an Mittel zur Verarbeitung dieser Daten, Signale liefert, die sich im Frequenzbereich über ein verbreitertes Spektralband erstrecken, wobei die Mittel zum Empfang einen ersten Hochpassfilter umfassen, welcher die Breite des Spektralbandes des am Eingang empfangenen Signals reduzieren. Gemäß der Erfindung weist sie eine Kompensationsstufe auf, die eine Vorrichtung zur Anhebung der inversen Frequenzcharakteristiken im Verhältnis zu derjenigen des ersten Hochpassfilters aufweist, wobei die Grenzfrequenz des ersten Hochpassfilters höher als die untere Frequenz des verbreiterten Frequenzbandes ausgewählt wird.
Gemäß einer bestimmten Anzahl von vorteilhaften Merkmalen:

– umfasst die Vorrichtung ferner einen zweiten Hochpassfilter, dessen Charakteristik eine Grenzfrequenz aufweist, die der unteren Frequenz des verbreiterten Frequenzbandes entspricht;
– besitzen die Vorrichtung zur Anhebung und der erste Hochpassfilter die gleiche Grenzfrequenz und inverse Übertragungsfunktionen;
– ist die Ordnung der Übertragungsfunktion des zweiten Hochpassfilters größer als die Ordnung der Übertragungsfunktion des ersten Hochpassfilters;
– ist die untere Frequenz des verbreiterten Frequenzbandes in der Ordnung von 0,1 Hz und die Grenzfrequenz des ersten Hochpassfilters ist in der Ordnung von 4 Hz.

Die Erfindung ist gleichfalls anwendbar, in symmetrischer Weise, auf die Verbreiterung des Frequenzbandes nach oben.
Dies erlaubt, insbesondere, den Durchlassbereich nach oben auf die Verstärkungs- und Digitalisierungsstufen zu beschränken, indem korrelativ der Einfluss von externen Signalen von hoher Frequenz begrenzt wird, welcher Sättigungen der Verstärkungsstufen bewirken kann, jedoch indem schließlich das Nutzsignal in der gesamten Breite des Spektralbandes wieder hergestellt wird, um eine vollständige Analyse zu erlauben.
In dieser letzten Ausführungsform umfassen die Empfangsmittel einen ersten Tiefpassfilter, welcher die Ausdehnung des Spektralbandes des empfangenen Signals am Eingang reduziert und, gemäß der Erfindung, umfasst die Vorrichtung eine Kompensationsstufe, die eine Vorrichtung zur Betonung der umgekehrten Frequenzcharakteristiken im Verhältnis zu derjenigen des ersten Tiefpassfilters umfasst, wobei die Grenzfrequenz des ersten Tiefpassfilters kleiner gewählt ist als die untere Frequenz des verbreiterten Frequenzbandes.
In diesem Fall, gemäß einer bestimmten Anzahl von vorteilhaften Merkmalen:

– umfasst die Vorrichtung ferner einen zweiten Tiefpassfilter, dessen Charakteristik eine Grenzfrequenz aufweist, die der oberen Frequenz des verbreiterten Spektralbandes entspricht;
– besitzen die Vorrichtung zur Anhebung und der erste Tiefpassfilter die gleiche Grenzfrequenz und inverse Übertragungsfunktionen;
– ist die Ordnung der Übertragungsfunktion des zweiten Tiefpassfilters größer als die Ordnung der Übertragungsfunktion des ersten Tiefpassfilters.

Die Vorrichtung zur Filterung der Erfindung, in einer oder der anderen ihrer Ausführungsformen, kann in einer aktiven implantierbaren medizinischen Vorrichtung aufgenommen sein, in einem externen Programmiergerät, welches dazu vorgesehen ist, mit einer implantierten aktiven medizinischen Vorrichtung zusammenzuwirken oder sogar in einem Gehäuse zur Schnittstellenbildung zu einem derartigen Programmiergerät.
Weitere Merkmale der Erfindung werden bei Lektüre der Beschreibung eines Ausführungsbeispiels weiter unten ersichtlich, unter Bezugnahme auf die anliegenden Zeichnungen.
1 ist ein Blockschema der Kette zum Empfangen und zur Verarbeitung des Herzsignals.
2 ist ein Bode-Diagramm, das die Dämpfungscharakteristik des Filters der Eingangsstufe der implantierten Vorrichtung zeigt.
3 ist ein Bode-Diagramm, das jeweils die Charakteristik des Filters der Eingangsstufe und die Charakteristiken der Filter gemäß der Erfindung zeigt.
4 ist ein Bode-Diagramm, das die sich ergebende Spektralantwortcharakteristik zeigt.
5, 6 und 7 sind Chronogramme, welche den Verlauf des endokavitären Herzsignals zeigen, jeweils wie empfangen, gefiltert durch die Eingangsstufe des Schrittmachers und rekonstruiert nach Anwendung der Kompensation gemäß der Erfindung.
8, 9 und 10, symmetrisch zu den 2, 3 und 4, entsprechen dem Fall, bei dem gewünscht ist, dass spektrale Band in den Bereich hoher Frequenzen zu verbreitern.
1 ist ein Blockschema einer aktiven implantierbaren Vorrichtung, umfassend eine Elektrode 10, die ein endokavitäres Herzsignal S₁ empfängt, welches in eine Schaltung 12 zur Verstärkung und zur Filterung eingespeist wird, danach in einen Analog/Digital-Wandler 13. Dieser Wandler muss die Auflösung besitzen, die notwendig ist, um die Nutzinformation des Signals S₁ zu codieren, nachdem sie durch den Block 12 gedämpft wurde. Das verstärkte Signal, gefiltert und digitalisiert S₂, versorgt eine Vielzahl von Modulen, nämlich ein Modul zur Erfassung 14, ein Modul zur Erfassung 16 und eine Schaltung 18 zur Analyse des Elektrokardiogramms (EKG), gefiltert durch die Schaltung 12.
Diese Module können spezifische Schaltungen sein oder, als Variante, Softwareblöcke, die auf einem Signal arbeiten, das zuvor abgetastet und digitalisiert wurde, innerhalb von Block 12.
Wie am Anfang der Beschreibung dargelegt wurde, arbeiten die aktuellen Schaltungen, wie etwa die Schaltung 18 zur Analyse des gefilterten EKG auf einem Spektralband, das sich typischerweise von 1 Hz zu 80 Hz erstreckt, wobei diese beiden Frequenzen Hochpass- und Tiefpassgrenzfrequenzen jeweils entsprechen, der in Block 12 durchgeführten Filterung.
Wie am Anfang der vorliegenden Beschreibung dargelegt wurde, sind die Schaltungen der aktuellen Stimulation indessen nicht an die Leistungen der jüngsten Apparate angepasst.
Tatsächlich ist es notwendig, um Holter-Funktionen zu verwirklichen, EKG in einem Aufnahmefenster analysieren zu können, welches bei 0,1 Hz beginnt. Wenn jedoch als Eingangs-Hochpassfilter eine Grenzfrequenz gewählt wird, die viel schwächer ist, wird die Zeit zur Erholung des Verstärkers prohibitiv, was eine Inkompatibilität mit der Notwendigkeit des Antwortens in schneller Weise auf die Aufeinanderfolge der Herzsignale erzeugt. Ferner benötigt ein Hochpassfilter mit sehr niedriger Grenzfrequenz kapazitive und resistive Komponenten von erheblicher Größe, welche nicht in eine implantierbare Vorrichtung integrierbar sein können.
Um dieser Schwierigkeit abzuhelfen, schlägt die Erfindung vor, die Grenzfrequenz des Hochpassfilters des Blocks 12, z. B. – aber selbstverständlich nicht in beschränkender Weise – von 1 auf 4 Hz zu erhöhen und auf das Signal S₂ eine entsprechende umgekehrte Kompensation anzuwenden (Block 20), um ein Signal S₃ abzugeben, oder "rekonstruiertes Signal", das sich über ein Aufnahmefenster erstreckt, das im Bereich niedriger Frequenzen sehr breit ist, typischerweise bis 0,1 Hz – wobei dieser Wert selbstverständlich nicht-beschränkend ist. Das Signal S₃ könnte durch ein geeignetes Modul (Block 22) analysiert werden, welches z. B. eine Analyse des ST-Segments gewährleistet, welches einen Durchlassbereich des EKG-Signals benötigt, bei einer Frequenz von 0,1 Hz.
In einer ersten Ausführungsform sind die Module 20 und 22 in die implantierte Vorrichtung integriert, um eine Echtzeitbeobachtung zu ermöglichen und durch die Vorrichtung selbst, des endokavitären Verlaufs.
In einer weiteren Aufführungsform sind die Module 20 und 22 in einem externen Programmiergerät angeordnet, z. B. in Form von spezifischen Routinen in einer Software zur Analyse des Herzsignals, wobei das digitalisierte endokavitäre Signal dann zu dem Programmiergerät über telemetrische Mittel übertragen wird.
In dem einen und dem anderen Fall, können die Kompensationsvorrichtung 20, wie auch der Hochpassfilter des Blocks 12, in analoger Form realisiert werden, durch spezifische Filterschaltkreise. Sie können jedoch auch, vorteilhafterweise, in digitaler Weise realisiert werden, in Form von Softwareroutinen, die durch den bereits vorhandenen Mikroprozessor der Vorrichtung abgearbeitet werden können.
Es wird nun die Weise mehr im Detail beschrieben werden, in welcher die Kompensationsvorrichtung des Blocks 20 arbeitet.
In 2 wurde der Frequenzgang (Bode-Diagramm) des Blocks 12 dargestellt, deren Charakteristik 24 einen flachen Bereich zwischen zwei Frequenzen f₁ und f₂ aufweist, mit einer Dämpfung jenseits von f₂ (Tiefpassfunktion) und gleichfalls eine Dämpfung diesseits von f₁ (Hochpassfunktion).
Die Wahl der Frequenz f₁ ist ein Kompromiss, der hauptsächlich von Überlegungen hinsichtlich der Größe der Komponenten in dem Block 12 abhängt, ist aber nicht kritisch. Man wird indessen bemerken, dass diese Frequenz f₁, die typischerweise 4 Hz ist, insbesondere höher als die üblichen Grenzfrequenzen der Hochpassfilter der klassischen Vorrichtungen ist, in der Ordnung von 1 Hz, was erlaubt, die Größe der Komponenten zu reduzieren.
Die Frequenz f₂, welche tatsächlich nicht durch die Erfindung betroffen ist, ist typischerweise in der Ordnung von 80 Hz und definiert die obere Grenze des Aufnahmefensters am Eingang.
Der Hochpassfilter des Blocks 12 ist allgemein ein Filter erster Ordnung, der für den Abschnitt 30 der Charakteristik eine Dämpfung von –6 dB/Oktave ergibt (weiter unten wird gesehen werden, dass auf höhere Ordnungen verallgemeinert werden kann).
In 3 wurde bei 24 diese Charakteristik der 2 wiedergegeben, auf welche Kompensationen angewandt werden, welche Charakteristiken 32 und 38 entsprechen, um den sich ergebenden Durchlassbereich 44 der 4 zu geben.
Um die Dämpfung 30 mit dem Grenzpunkt bei 4 Hz zu kompensieren, wird eine Kompensation 32 mit einer flachen Antwort 34 jenseits f₁ = 4 Hz angewandt und eine Verstärkung 36 diesseits. Idealerweise sind die beiden Frequenzen identisch und gleich f₁, in der Praxis versucht man aber, diese so gut wie möglich anzugleichen, um keine Verzerrungen des wiederhergestellten Signals zu erzeugen. Es kann eine verstärkende Funktion erster Ordnung benutzt werden, welche eine Steigung von +6 dB/Oktave ergibt. Die Kombination der Steigungen 30 und 36 ergibt, diesseits von feine flache Antwort, was daher erlaubt, die sehr niedrigen Frequenzen des endokavitären Signals wiederherzustellen.
Es wurden so die spektralen Bestandteile wiederhergestellt, welche durch den Eingangs-Hochpassfilter von Block 12 gedämpft wurden.
Die Kompensation 32 führt indessen zu einer unendlichen Verstärkung für eine Frequenz von 0, so dass sie sehr instabil ist. Um diese Instabilität zu korrigieren, wird in der Kompensationsstufe 20, ein Hochpassfilter hinzugefügt, dessen Charakteristik 38 eine flache Antwort 40 jenseits einer Frequenz f₀ aufweist, z. B. f₀ = 0,1 Hz, und eine allmähliche Abschwächung 42 diesseits dieser Frequenz.
Dieser zweite Filter weist eine Stabilisationsfunktion der Kompensation für die sehr niedrigen Frequenzen (unter 0,1 Hz) auf. Dies kann ein Filter erster Ordnung (Steigung von –6 dB/Oktave) sein, aber in diesem Fall verstärkt die Resultierende der Charakteristiken 32 und 38 gleichfalls den kontinuierlichen Bestandteil des Signals, insbesondere die verbleibende Ausgangsfehlerspannung (Offset) von Block 12, vor Digitalisierung durch den Block 13. Darum wird, um eine Verstärkung des kontinuierlichen Bestandteils zu vermeiden, vorzugsweise ein Filter 38 zweiter Ordnung benutzt: die erste Ordnung zum Stabilisieren der Charakteristik der Kompensation 32 in den sehr niedrigen Frequenzen und die zweite Ordnung, um den verbleibenden Offset von Block 12 zu annullieren.
Im Fall eines Filters zweiter Ordnung können die zwei Polen desselben vertauscht werden (wie in dem dargestellten Fall, in dem man eine konstante Steigung von –12 dB/Oktave diesseits von f₀ hat) oder unterschiedlich, wobei die zwei Pole, wie dargestellt, unterschiedliche Rollen besitzen.
Die Lösung kann auf Filter von höherer Ordnung verallgemeinert werden: für eine Charakteristik 30 von n × –6 dB/Oktave (Hochpassfilter der Ordnung n), weist die Charakteristik 36 eine Neigung von n × +6 dB/Oktave auf (Kompensationsfilter der Ordnung n) und die Charakteristik 42 eine Neigung von (n + 1) × –6 dB/Oktave (Hochpassfilter der Ordnung n + 1) oder, allgemeiner, eine Neigung von (n + k) × –6 dB/Oktave mit k ≥ 1 (Hochpassfilter der Ordnung n + k).
Die 5 bis 7 stellen die Wirksamkeit der Vorrichtung der Erfindung auf einem Beispiel des EKG-Signals dar.
5 entspricht dem Signal S₁ auf dem Katheter vor Anwendung der Hochpassfilterung des Blocks 12.
Die 6 stellt das gleiche Signal nach Anwendung der Hochpassfilterung des Blocks 12 dar, für einen Hochpassfilter erster Ordnung mit Grenzfrequenz von 10 Hz, d. h. das Signal ist S₂: man sieht insbesondere, dass das Segment ST (nach dem Haupt-Peak QRS) insbesondere deformiert ist und nicht korrekt auf der Basis dieses Signals analysiert werden kann.
Die 7 stellt das Signal S₃ dar, nach Anwendung der Kompensation gemäß der Erfindung: wenn S₃ und S₁ verglichen werden, sieht man, dass das rekonstruierte Signal extrem nah am ursprünglichen Signal ist und daher in allen seinen Aspekten durch den Anwender oder durch eine geeignete Analysesoftware analysiert werden kann.
Die Erfindung ist, wie oben dargestellt wurde, gleichfalls anwendbar auf die Verbreiterung des Spektralbandes in dem Bereich erhöhter Frequenzen.
In den 8, 9 und 10 wurden Charakteristiken 24', 32', 38' und 44' dargestellt, jeweils symmetrisch zu den Charakteristiken 24, 32, 38 und 44 der 2, 3 und 4, betrachtet im Bereich erhöhter Frequenzen des Bode-Diagramms.
Jenseits einer Frequenz f₂, z. B. f₂ = 80 Hz, weist der flache Abschnitt 26 der Frequenzcharakteristik 24' der Eingangsstufe (8) eine Dämpfung 30' von –6 dB/Oktave oder, in allgemeinerer Weise, von n × –6 dB/Oktave auf, wobei n die Ordnung des entsprechenden Tiefpassfilters ist.
9 stellt, im oberen Bereich des Spektrums, die Charakteristik 32' der Anhebungs-Stufe dar, welche diesseits von f₂ einen flachen Bereich 34 und jenseits von f₂ eine Anhebung 36' von +6 dB/Oktave aufweist, oder, im allgemeinen Fall, von n × +6 dB/Oktave.
Der zweite Tiefpassfilter weist eine Charakteristik 38' auf, die einen flachen Bereich 40 und eine Dämpfung 42' jenseits einer Frequenz f₃ aufweist, größer als f₂ (eine Frequenz f₃ = 200 Hz). Die Steigung dieser Dämpfung 42' ist von –12 dB/Oktave oder, im allgemeinen Fall, von (n + 2) × –6 dB/Oktave oder, noch allgemeiner, eine Steigung (n + k) × –6 dB/Oktave, mit k ≥ 1 (Hochpassfilter der Ordnung n + k). Dies erlaubt, durch Analogie zu dem weiter oben dargestellten und durch Übertragen des Gedankengangs auf hohe Frequenzen, die Stabilität des Systems und die Nicht-Verstärkung des Rest-Rauschens am Ausgang von Block 12 jenseits der Grenzfrequenz f₃ zu gewährleisten.
10 stellt den sich ergebenden Durchlassbereich 44' in dem Bereich von erhöhten Frequenzen dar, mit einem flachen Bereich 46 bis zur Frequenz f₃ (typischerweise, f₃ = 200 Hz), was die signifikanten spektralen Bestandteile wiederherzustellen erlaubt, die insbesondere in dem Band 80 bis 200 Hz liegen, dann eine starke Dämpfung 50' jenseits von f₃, was die nicht-signifikanten Bestandteile des Signals zu dämpfen erlaubt, und insbesondere den Rauschbestandteil.

Claims

Filtervorrichtung, welche am Eingang Signale (S₁) empfängt von Mitteln zum Empfang physiologischer Daten und am Ausgang, zu Mitteln zur Verarbeitung dieser Daten, Signale (S₃) liefert, welche sich, im Frequenzbereich, über ein verbreitertes Spektralband erstrecken, wobei die Mittel zum Empfang einen ersten Hochpassfilter (12) umfassen, welcher die Breite des Spektralbandes des am Eingang empfangenen Signals (S₁) reduziert, wobei die Vorrichtung dadurch gekennzeichnet ist, dass sie eine Kompensationsstufe (20) umfasst, welche eine Vorrichtung zur Anhebung der Frequenzcharakteristik (32) aufweist, invertiert im Verhältnis zur derjenigen (24) des ersten Hochpassfilters, wobei die Grenzfrequenz (f₁) des ersten Hochpassfilters höher als die untere Frequenz (f₀) des verbreiterten Spektralbandes gewählt wird.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, ferner umfassend einen zweiten Hochpassfilter, dessen Charakteristik (38) eine Grenzfrequenz aufweist, die der unteren Frequenz (f₀) des verbreiterten Spektralbandes entspricht.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, in welcher die Vorrichtung zur Anhebung und der ersten Hochpassfilter die gleiche Grenzfrequenz (f₁) und inverse Übertragungsfunktionen besitzen.
Vorrichtung gemäß Anspruch 2, in welcher die Ordnung der Übertragungsfunktion des zweiten Hochpassfilters höher ist als die Ordnung der Übertragungsfunktion des ersten Hochpassfilters.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, in welcher die untere Frequenz (f₀) des verbreiterten Spektralbandes in der Ordnung von 0,1 Hz ist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, in welcher die Grenzfrequenz (f₁) des ersten Hochpassfilters in der Ordnung von 4 Hz ist.
Filtervorrichtung, die am Eingang Signale empfängt von Mitteln zum Empfang von physiologischen Daten und am Ausgang, zu Mitteln zur Verarbeitung dieser Daten, Signale liefert, die sich, im Frequenzbereich, über ein verbreitertes Spektralband erstrecken, wobei die Mittel zum Empfang einen ersten Tiefpassfilter umfassen, welcher die Breite des Spektralbandes des am Eingang empfangenen Signals (S₁) reduziert, wobei die Vorrichtung dadurch gekennzeichnet ist, dass sie eine Kompensationsstufe umfasst, welche eine Vorrichtung zur Anhebung der Frequenzcharakteristik (32') aufweist, invertiert im Verhältnis zur derjenigen (24') des ersten Tiefpassfilters, wobei die Grenzfrequenz (f₂) des ersten Tiefpassfilters höher als die untere Frequenz (f₃) des verbreiterten Spektralbandes gewählt wird.
Vorrichtung gemäß Anspruch 7, ferner umfassend einen zweiten Tiefpassfilter, dessen Charakteristik (38') eine Grenzfrequenz aufweist, die der oberen Frequenz (f₃) des verbreiterten Spektralbandes entspricht.
Vorrichtung gemäß Anspruch 7 in welcher die Vorrichtung zur Anhebung und der ersten Tiefpassfilter die gleiche Grenzfrequenz (f₂) und inverse Übertragungsfunktionen besitzen.
Vorrichtung gemäß Anspruch 8, in welcher die Ordnung der Übertragungsfunktion des zweiten Tiefpassfilters höher ist als die Ordnung der Übertragungsfunktion des ersten Tiefpassfilters.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1–10, eingebaut in einer aktiven implantierbaren medizinischen Vorrichtung.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1–10, eingebaut in ein externes Programmiergerät, das vorgesehen ist, mit einer aktiven implantierbaren medizinischen Vorrichtung zusammenzuwirken.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10, eingebaut in einen Interface-Kasten zu einem externen Programmiergerät, das vorgesehen ist, mit einer aktiven implantierbaren medizinischen Vorrichtung zusammenzuwirken.