EP0077802A1 - Herzschrittmacher - Google Patents

Herzschrittmacher

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Publication number
EP0077802A1
EP0077802A1 EP82901408A EP82901408A EP0077802A1 EP 0077802 A1 EP0077802 A1 EP 0077802A1 EP 82901408 A EP82901408 A EP 82901408A EP 82901408 A EP82901408 A EP 82901408A EP 0077802 A1 EP0077802 A1 EP 0077802A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
pulse
stimulation
signal
pulse shaper
output
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.)
Withdrawn
Application number
EP82901408A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Herwig Frhr. V. Nettelhorst
Hermann Rexhausen
Jürgen RÖTTER
Werner RÜPPRECHT
Max Schaldach
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Biotronik SE and Co KG
Original Assignee
Biotronik Mess und Therapiegeraete GmbH and Co
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Biotronik Mess und Therapiegeraete GmbH and Co filed Critical Biotronik Mess und Therapiegeraete GmbH and Co
Publication of EP0077802A1 publication Critical patent/EP0077802A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • A61B5/307—Input circuits therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/308—Input circuits therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/30—Input circuits therefor

Definitions

  • the invention relates to a pacemaker in accordance with the preamble of patent claim 1.
  • the stimulation pulse is not permeable for some time to signals picked up by the heart, so that, for example, separate electrodes with a separate input circuit are required to check the success of the stimulation.
  • the invention has for its object to reduce the disturbing overdrive of the input amplifier after sending out a stimulation pulse so that the signals that are important for the control of the pacemaker can be picked up without any problems.
  • the input amplifier had to be caused to settle as shortly as possible after the stimulation pulse had been emitted, so that intracardiac signals can be further amplified and evaluated.
  • the input signals to be expected have such an amplitude spectrum that further processing would best be carried out with a DC voltage amplifier.
  • a lower cut-off frequency of 15 Hz is regarded as a good compromise for the combination of input amplifier and the preceding pulse.
  • This combination is preferably an active high-pass filter with a 3dB cut-off frequency of 15 Hz and a gain in
  • the settling time should be set such that the activation with a stimulation pulse extended to several hundred milliseconds no longer causes the settling amplitude after approx. 30 seconds to trigger the trigger circuit provided for evaluating intracardial signals in the corresponding detection device.
  • the optimal setting of the filter parameters depends on the signal transmission conditions in the heart of the Patients, ie on the electrode fixation and the type of electrodes used.
  • an additional device is provided according to a preferred development of the invention, which adjusts the filter adjustment to the changing conditions.
  • the adjustment criterion is the period of time that elapses before the signal at the output of the EKG amplifier has decayed after an artificial stimulation pulse. In this way it is achieved that the decay behavior of the input amplifier is optimally short when artificial stimulation pulses appear, so that signals from the heart can be picked up and evaluated again after a very short time.
  • means are provided in order to use the signal obtained with the pulse generator shown to monitor the success of the pacemaker, that is to say to influence the behavior by signals which were recorded immediately after the delivery of a stimulation pulse.
  • This arrangement can be used particularly advantageously in connection with an automatic amplitude control of the output pulses of the pacemaker, the period of time after which intra-cardiac signals recorded following a stimulation pulse can be processed again.
  • the invention can thus also be used in particular with pacemakers which have a Carry out double-chamber stimulation, since here too a complete separation of the signals to be recorded is required.
  • the time between the stimulation pulse and the usable intracardiac signal becomes additional shortened by the provision of a circuit for discharging the output capacitor of the stimulation circuit, as is known per se.
  • FIG. 1 shows a circuit diagram of an exemplary embodiment of the pacemaker according to the invention in a block diagram
  • FIG. 2 shows the principle according to which such a filter is preferably constructed
  • FIG. 3 shows, as an exemplary embodiment, a circuit diagram for the pulse shaper constructed according to the principle of FIG. 2, which is designated by 10 in FIG. 1, and
  • Figure 4 shows an embodiment of an additional module for automatic adaptation of the filter properties to changing signal transmission conditions in the heart with means for varying the stimulation energy depending on the success.
  • the signal-inhibited demand pacemaker shown as a block diagram in FIG. 1 initially contains the essential components of conventional known pacemakers, such as an astable multivibrator which forms a timer 1 and which triggers the output stage 2 and therefore retrieves a stimulation pulse and a detection unit 3 which when registering an R wave, reset timer 1
  • O PI sets, so that the action cycle (850 msec) is initiated anew.
  • the stimulation pulses emitted by output stage 2 reach the heart via a pacemaker electrode (connection 4).
  • this Shamacherelek ⁇ trode the intracardiac electrogram recorded and an input amplifier (ECG amplifier) 5 Detek ⁇ tion unit 3 supplied for resetting (De and-functional) "of the timer respectively at the beginning of the Stimula ⁇ tion cycle, wherein the reset is carried out via the reed switch M located in the switch position shown.
  • An upstream refractory time unit 6, for example likewise in the form of an astable multivibrator, prevents the reset of the timer 1 within the first 400 msec after stimulation and detection, for example 3 downstream interference filter 7 identifies electrical and magnetic alternating fields and switches (via the other switch position of the reed switch M) the timer 1 to a fixed-frequency mode of operation before there can be interference with the detection unit 3 and pulse suppression of the reed scha
  • the detector bypasses lters M with the help of a magnet, resulting in a firm stimulation.
  • an energy source provides the power supply for the device shown in FIG. 1.
  • the stimulation pulses required for stimulating the heart have a voltage amplitude of approximately 5 V with a
  • the electrical signals caused by the functioning of the heart (intracardiac signals), which are taken from the pacemaker electrode 4 and then serve to control the pacemaker, on the other hand only have amplitudes in the millivolt range, so that they are amplified by the input gain 5 before further processing need to be raised.
  • the output stage of the timer 1 serving as a pulse generator is directly connected to the input of the input amplifier 5 in known cardiac pacemakers, the input amplifier is heavily overdriven during the transmission of a stimulation pulse.
  • the electrolyte surrounding the pacemaker electrode 4 causes the effects of a stirulation pulse to subside after several hundred milliseconds due to the polarization voltage that is developing.
  • the output voltage U a at Output 12 of the pulse shaper 10 according to FIG. 2 reaches the detection device 3 in FIG. 1.
  • the pulse shaper 10 according to FIG. 2 contains all-passes AP] _ and AP2, which are connected in series with one another and each cause a phase rotation by 90 ° at a frequency of 15 Hz, so that the voltage O- versus U e by 90 ° and the voltage U2 is rotated 180 ° in phase with respect to U e .
  • Such an all-pass has a transmission function
  • the input voltage U e and the output voltages of the all-passes are weighted in evaluation elements B 0 , Bj, B 2 with passive coefficients K Q , KJ_, K 2 , and added to the input voltage U a in an adder A according to the sign.
  • the coefficients are selected, for example, as follows:
  • the filter chosen as a pulse shaper according to FIG. 2 has the advantage of low component expenditure with a large variation range of the possible filter setting.
  • This filter is also predestined for an adaptive setting of the filter coefficients. If the coefficients are chosen so that K 0 has the opposite polarity to K] _, the filter has high-pass characteristics.
  • a corresponding digital filter can also be used, which, although it requires more effort, is easier to integrate.
  • the detailed embodiment shown in FIG. 3 has approximately one gain in the pass band and serves to "shorten" the stimulation pulse, while the actual increase in the amplitude value takes place in the input amplifier 5 to be connected (in FIG. 1). Since can be inserted between the output 12 in FIG. 3 and the input amplifier 5 in FIG. 1, a limiter circuit which keeps voltage peaks with a voltage greater than 1.2 V away from the input amplifier 5, so that extreme overloads are avoided .
  • the exemplary embodiment shown in FIG. 3 has a pulse shaping part between the input terminal 11 and the output 12 and an upstream bandpass consisting of resistors R1 and R2 and capacitors C1, C2 with a downstream isolating amplifier 13.
  • the bandpass has an upper 3dB Limit frequency of approximately 40 Hz and a lower 3dB limit frequency of approximately 15 Hz.
  • resistors R3 to R 5 are formed by resistors R3 to R 5 and a capacitor C3 in conjunction with an operational amplifier 14.
  • a second all-pass connected downstream is formed by resistors R6 to R8 and one Capacitor C4 in connection with an operational amplifier 15.
  • the voltages U e , U_, U 2 are also fed via evaluation elements to a summing circuit which contains, inter alia, an operational amplifier 16 and a resistor R9 as a negative feedback path.
  • the first evaluation element (corresponding to the coefficient K 0 ) consists of a voltage divider R11-R12, which is also part of the summing circuit containing the operational amplifier 16 and is connected to the non-inverting input of the operational amplifier 16.
  • the second and third evaluation elements (corresponding to K x and ⁇ 2) are formed by voltage dividers P1-R13-R14 or P2-R15-R12. The first evaluation element is connected to the inverting and the second to the non-inverting input of the operational amplifier 16.
  • the resistors (R) have resistance values of 100 kilohms and the capacitors (C) have capacitance values of 0.1 microfarads, unless other values are given in FIG. 3.
  • the setting of the coefficients is carried out in such a way that the above-mentioned conditions for operation with conventional electrodes can be met, the above-mentioned values on the one hand representing a favorable mean value, but on the other hand an adaptation to special electrodes can take place accordingly.
  • an FET switch is inserted, which is controlled by the output signal of the output stage 2 such that the signal path into the main amplifier is blocked during the settling time of the pulse shaper 10 - for example for one
  • C -__ 1 Time up to and including 30 msec. From the transmission of the stimulation pulse from the output stage 2. Such an FET switch is shown in FIG. 3 as the output of the pulse shaper. It shorts the output signal of the filter via a resistor R 16 with a high resistance. The FET switch is controlled from the output of output stage 2. The corresponding connecting line is shown in FIG. 1. After this "blanking time" has ended, the amplifier is switched on again.
  • the amplifier can also perform the task of eliminating the effects of the polarization voltage on the pacemaker electrode. It is then designed to act like a first-order high-pass filter. However, this causes a phase distortion that results in a large increase in group delay.
  • the pulse shaper 10 upstream of the main amplifier must compensate for this group delay at the lower frequency limit by a negative group delay.
  • the generation of such a negative group delay is - like the measurement of the filters used - known per se from the dissertations J. Rotter "Adjustable Group Delay Filters, Realization and Approximation", 1978, University of Kaiserslautern, and W. Rupprecht: “Linear networks with negative group term", 1961, University of Düsseldorf.
  • the output stage reproduced in block circuit form in FIG. 1 is provided with a circuit for shortening the Recovery time equipped after a stimulation pulse, as shown in the European patent application EP-Al-0 000 989.
  • a circuit for shortening the Recovery time equipped after a stimulation pulse as shown in the European patent application EP-Al-0 000 989.
  • the minimum time between stimulation and intracardial signal recording is additionally shortened considerably.
  • FIG. 4 shows an exemplary embodiment of an arrangement which is suitable for changing individual parameters of the pulse shaper stage as a function of the decay time. Furthermore, additional means are provided which change the output amplitude of the pacemaker in response to cardiac actions which have been stimulated by a previous pulse of the pacemaker. Depending on the success of the stimulation, the output amplitude of the stimulation pulses is increased or decreased. A step-up takes place if no stimulation success has been achieved, while if the stimulation was successful, the amplitude is reduced at intervals by a fixed amount. The reduction is initially carried out periodically on a trial basis after a certain number of stimulation pulses. If there is no successful stimulation after a reduction in the stimulation amplitude, the stimulation is carried out again in the immediately following stimulation in order to ensure the necessary stimulation security for the patient.
  • the means for changing the output amplitude as a function of success - as shown in FIG. 4 - are independent of the means for varying the pulse shaping parameters.
  • the representation of the two functions was in Embodiment realized on the basis of a single assembly, different components being able to be used with regard to both functions, so that simplifications resulted.
  • the output signal of stage 2 in FIG. 1 is fed to a frequency divider stage 17 which, by generating a control pulse sequence which is lower than the stimulation frequency, ensures that, depending on the stimulation pulses emitted, the adaptation of the pulse former stage or the reduction in the stimulation amplitude is reduced not repeated with every pulse, but only at regular intervals. In the absence of stimulation pulses in demand mode, no adjustment is necessary.
  • a counter 18, which is driven by a clock generator (not shown) with higher-frequency timing pulses, is reset to an initial state by a first output signal of the frequency divider 17 and activated for counting. In the present example, this counting process is initiated every sixth pulse emitted by the pacemaker.
  • the output signal of the amplifier 5 downstream of the pulse shaper 10 reaches a Schmitt trigger or a similar component which gives a signal as long as an output signal is emitted at the output of the amplifier 5, the amount of which differs sufficiently from zero or for as long an input signal has not decayed to a negligible "value.
  • the output signal of the trigger stage 19 arrives at a pulse shaper 20, which the trailing edge during the
  • the further outputs x and y are further frequency-divided compared to the signal fed to the counter 18 and therefore change in even slower cycles.
  • the outputs x and y may additionally be divided by a factor of 16 (output x) and 32 (output y) compared to the aforementioned output, so that four are connected by means of AND gates 21 to 24 by correspondingly linking the signals at their outputs further signals are available which appear alternately in succession in a time cycle for a quarter of the total period.
  • the signal present at the AND gate 21 defines a first measurement cycle, during which it is determined whether a count value stored in a memory 25 still corresponds to the time that the input circuit needs to reach the idle state after an artificial stimulation pulse.
  • the counter 25 is increased to its maximum value by means of a corresponding input signal by means of a further pulse shaper 26, which emits a signal on the rising edge of the output signal of the AND gate 21.
  • the output signal of the counter 18 is constantly compared by means of a comparator 27 with the content of the counter 25 .
  • the comparator 27 outputs an output signal as long as the counter reading of the counter 18 is less than the numerical value contained in the memory 25.
  • this signal is not output when the pulse shaper 20 a pulse as a sign of completion of the delivery of an output signal • om amplifier 5 appears, it is by means of an AND gate 25 to which the output signal of the comparator 27 and also the signal of the AND gate 21 is supplied, a transfer stage 29 is activated, which overwrites the content of the counter 18 into the memory 25 at this time.
  • the memory 25 thus contains the numerical value which corresponds to the current decay time of the arrangement and characterizes the signal transmission behavior in the heart and pulse shaping stage. While the output signal of the AND gate 21 appears, this process is repeated with each stimulation pulse.
  • the shortest decay time is determined in the case of several stimulation pulses, and if artefacts or interference signals occur, a longer signal duration will appear after a stimulation pulse, which will have no effect on the reduction of the count value in memory 25. Deleting the memory in the meantime ensures that the transmission behavior also follows such changes in the transmission behavior in the heart - for example with changes in the electrode effect - which result in an extension of the decay behavior. Subsequent to this measurement period, characterized by an output signal from the AND gate 22, there is a period with which an attempt is made to improve the signal decay behavior by changing a parameter of the pulse shaper stage 10 (in FIG. 1).
  • the variant of the adjusting element P1 of the pulse shaper 10 shown in FIG. 3 must first be explained.
  • a decade of resistance u is used here, in which switches are connected in parallel to the individual resistors and are controlled by a counting and decoding arrangement 28.
  • the counting and decoding apparatus 28 includes a so-counting it, which are incremented in single counts or decremented (inputs "+1" or ⁇ -l "in the figure).
  • the indices" can p "and” t "are intended to indicate that the incrementing or incrementing takes place permanently or temporarily via the inputs concerned.
  • the total resistance value of the potentiometer P1 ' is thus dimensioned such that it increases or decreases in accordance with the increase or decrease in the counter reading.
  • a signal reaches the transmission element 29, which changes the memory 25 according to the last status of the counter 18.
  • Di The intermediate AND gate is activated via an OR gate 30.
  • the output signal of the comparator also reaches AND gates 31 and 32, which control the inputs "+ lt" and "-p" when the AND gates 22 or 23 a signal is present.
  • the counter 28 would be reduced by one value via the AND gate 32 - as a sign of this. that an improved decay behavior of the pulse shaper 19 could be achieved with the assigned setting of the potentiometer Pl 1 .
  • a change in the transmission conditions in the sense that an extended decay time has to be taken into account is taken into account in that in an initial period (characterized by switching through the AND gate 21 a readjustment from the point of view that an optimization only takes place in a range of decay times can be carried out which are longer than the previously found values.
  • a fourth measuring period (characterized by switching the AND gate 24) is periodically available in order to control the effectiveness of the stimulation pulses. By shortening the decay of the input stage 5, it is namely 'now possible to determine the success of the artificial stimulation pulses from the following signal response of the heart directly.
  • a monoflop 34 is set with an artificial stimulation pulse, the pulse duration of which corresponds to the time during which a response signal appearing in response to a stimulation pulse is to be expected from the heart.
  • the output signal of the monoflop 34 reaches an AND gate 35, at the other input of which the output signal of the pulse shaping stage 20 is present. If, therefore, a pulse appears after a stimulation pulse, which indicates the decay of the signal picked up by the heart, this pulse passes via the AND gate 35 to a flip-flop 36, which is then set.
  • the trailing edge of the pulse emitted by the monoflop 34 is converted into a short-lasting pulse by means of a pulse shaper 39, which indicates the end of the measuring period for the signal recording from the heart to be carried out here and is delayed by a delay element 40 by a few milliseconds.
  • this pulse reaches the decrementing input (-) of a control circuit 42 via an AND gate 41, the outputs of which are connected to a control circuit 43 for the output amplitude of the stimulation pulses.
  • the control circuit 43 may be either as shown from a connected resistor chain - but made in accordance with the potentiometer Pl 1 -or- ⁇ from a controllable voltage multiplier in stages. '.
  • Decrementing reduces the amplitude of the stimulation pulses when the stimulation is successful, whereas it increases when there is no cardiac response to a stimulation. This occurs when the flip-flop 38 is not set in response to an output signal of the pulse shaping stage 39, the output signal of which in this case reaches the incrementing input of the counter 42 via an AND gate 44, because the AND gate 44 thus has its inverting input connected to the is connected to the Q output of the flip-flop 38.
  • the amplitude of the stimulation pulses can be continuously increased by incrementing the counter 42 (the permissible input values being adjustable by selecting the type of pacemaker or by external programming means), in order to stimulate the electrode contact as quickly as possible ⁇
  • the reduction in the amplitudes depends on the output signal of the AND gate 24, which during a fourth measurement period, for the two outputs x and y of the

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Description

Herzschrittmacher
B e s c h r e i b u n g
Die Erfindung betrifft einen Herzschrittmacher entspre¬ chend dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1.
Bei bekannten Schrittmachern besteht der Nachteil, daß der Eingangsverstärker für intrakardiale Signale auf einen
OMH Stimulationsimpuls hin für einige Zeit nicht für vom Her¬ zen aufgenommene Signale durchlässig ist, so daß zur Über¬ prüfung des Erfolgs der Stimulation beispielsweise getrennte Elektroden mit einer separaten Eingangsschaltung erforderlich sind.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, die störende Übersteuerung des Eingangsverstärkers nach Aussendung eines Stimulationsimpulses so zu vermindern, daß die für die Steuerung des Schrittmachers bedeutsamen Signale ein¬ wandfrei aufgenommen werden können.
Diese Aufgabe wird gelöst durch den Herzschrittmacher mit den Merkmalen des Patentanspruches 1.
Bei der Erfindung wurde von der Überlegung ausgegangen, daß der Eingangsverstärker veranlaßt werden muß, möglichst kurzfristig nach Aussendung des Stimulationsimpulses so weit eingeschwungen zu sein, daß intrakardiale Signale weiterverstärkt und ausgewertet werden können.
Die zu erwartenden Eingangssignale haben ein solches Amplitudenspektrum, daß die Weiterverarbeitung am besten mit einem Gleichspannungsverstärker erfolgen würde. Da aber gerade der mit einen großen Gleichspannungsanteil behaftete Stimulationsimpuls nicht weiterverarbeitet wer¬ den soll, wird eine untere Grenzfrequenz von 15 Hz für die Kombination aus Eingangsverstärker und dem vorgeschalteten Impuls als guter Kompromiß angesehen. Diese Kombination stellt bevorzugt ein aktives Hochpaßfilter mit einer 3dB-Grenzfrequenz von 15 Hz und einer Verstärkung im
^j E Durchlaßbereich von ungefähr 700-fach dar. Di Einschwingzeit soll so eingestellt sein, daß di Ansteuerung mit einem auf mehrere hundert Millisekunde verlängerten Stimulationsimpuls die Einschwingamplitud nach ca. 30 sec nicht mehr die zur Auswertun intrakardialer Signale vorgesehene Triggerschaltung in de entsprechenden Detektionseinrichtung ansprechen läßt.
Eingehende Überlegungen haben zu dem Ergebnis geführt, da die Forderung an den Eingangsverstärker, nach 30 msec be reits intrakardiale Signale weiterverarbeiten zu können, durch das Vorschalten linearer Filter nicht oder nur seh schwer zu erfüllen ist. Ein solches Filter müßte Hochpaß charakter haben. Übliche Filter nach Butterworth oder Tschebyscheff scheiden wegen ihres nichtlinearen Phasen¬ verlaufs aus. Dies gilt auch für das Bessel-Filter, das zwar im Durchlaßbereich nur kleinere Phasenverzerrungen aufweist; jedoch soll das hier als Impulsformer benötige Filter nicht Impulse im jDurchlaßbereich übertragen, son- dern der zu verarbeitende interkardiale Impuls hat einen großen Teil seiner Energie innerhalb des Frequenzspektrums im Sperr- bzw. Übergangsbereichs des erforderlichen Fil¬ ters, nämlich im Bereich von 0 bis 40 Hz. Deshalb ist es für ein schnelles Einschwingen eines als Impulsformer dem Eingangsverstärker vorzuschaltenden Filters wichtig, daß in diesem Frequenzbereich, zumindest aber zwischen 10 und 30 Hz, ein möglichst linearer Phasengang approximiert wird. Diese Bedingung wird durch eine orthogonales Filter mit negativer Gruppenlaufzeit erfüllt.
Die optimale Einstellung der Filterparameter ist abhängig von den Signalenübertragungsverhältnissen im Herzen des Patienten, d.h. von der Elektrodenfixation und der Art der verwendeten Elektroden. Um eine Anpassung der Signalüber¬ tragungsverhältnisse an Lang- oder Kurzzeitschwankungen zu ermöglichen, ist gemäß einer bevorzugten Weiterbildung der Erfindung eine Zusatzeinrichtung vorgesehen, welche den Filterabgleich den sich ändernden Verhältnissen nachführt. Dabei dient als Abgleichkriterium derjenige Zeitraum, der vergeht, bis nach einem künstlichen Stimulationsimpuls das Signal am Ausgang des EKG-Verstärkers abgeklungen ist. Auf diese Weise wird erreicht, daß das Ausklingverhalten des Eingangverstärkers beim Erscheinen von künstlichen Stimulationsimpulsen optimal kurz ist, so daß der nach kürzester Zeit wieder Signale vom Herzen aufgenommen und ausgewertet werden können.
Bei einer weiteren vorteilhaften Ausbildung der Erfindung sind Mittel vorgesehen, um das mit dem dargestellten- Im¬ pulsformer gewonnene Signal zur Erfolgskontrolle des Schrittmachers einzusetzen, d.h. das Verhalten durch Sig- nale zu beeinflussen, welche unmittelbar nach der Abgabe eines Stimulationsimpulses aufgenommen wurden. Diese An¬ ordnung ist insbesondere günstig im Zusammenhang mit einer automatischen Amplitudenregelung der Ausgangsimpulse des Schrittmachers verwendbar, des Zeitraums, nach dem im Anschluß an einen Stimulationsimpuls aufgenommene intra¬ kardiale Signale wieder verarbeitbar sind, Die Erfindung ist somit insbesondere auch mit Schrittmachern verwendbar, welche eine Doppelkammerstimulation ausführen, da auch auch hier eine vollständige Trennung der aufzunehmenden Signale erforderlich ist. Die Zeit zwischen Stimulations- impuls und nutzbarem intrakardialen Signal wird zusätzlich durch das Vorsehen einer Schaltung zur Entladung des Aus gangskondensators der Stimulationsschaltung verkürzt, wi sie an sich bekannt ist.
Ein vorteilhaftes Ausführungsbeispiel der Erfindung wir einschließlich bevorzugter Weiterbildungen nachfolgen näher beschrieben. Es zeigen:
Figur 1 ein Schaltdiagramm eines Ausführungsbeispiels de erfindungsgemäßen Schrittmachers in Blockdarstellung,
Figur 2 das Prinzip, nach dem ein solches Filter vor zugsweise aufgebaut ist,
Figur 3 als Ausführungsbeispiel ein Schaltbild für de nach dem Prinzip der Fig. 2 aufgebauten Iπpulsformer, de in Fig. 1 mit 10 bezeichnet ist, sowie
Figur 4 ein Ausführungsbeispiel eines Zusatzbausteins zu automatischen Anpassung der Filtereigenscha ten an sic verändernde Signalübertragungsverhältnisse im Herzen mi Mitteln zur Variation des Stimulationsenergie in Abhängig keit vom Erfolg.
Der in Figur 1 als Blockschaltbild dargestellte signalin hibierte Demand-Schrittmacher enthält zunächst die wesent lichen Bausteine konventioneller bekannter Schrittmacher, wie ein einen Zeitgeber 1 bildender astabiler Multivibra tor, der die Ausgangsstufe 2 triggert und daπit einen Sti- mulationsimpuls abruft sowie eine Detektionseinheit 3, die bei Registrierung einer R-Welle den Zeitgeber 1 zurück-
O PI stellt, so daß der Aktionszyklus (850 msec) von neuem ein¬ geleitet wird.
Die von der Ausgangsstufe 2 abgegebenen Sti ulationsimpul- se gelangen über eine Schrittmacherelektrode (Anschluß 4) zum Herzen. Umgekehrt wird über diese Schrittmacherelek¬ trode das intrakardiale Elektrogramm aufgenommen und über einen Eingangsverstärker (EKG-Verstärker) 5 der Detek¬ tionseinheit 3 zugeleitet zur Rücksetzung (De and-Funk- tion)" des Zeitgebers jeweils an den Anfang des Stimula¬ tionszyklus, wobei die Rücksetzung über den in der darge¬ stellten Schaltstellung befindlichen Reed-Schalter M er¬ folgt. Eine vorgeschaltete, beispielsweise ebenfalls als astabiler Multivibrator ausgebildete Refraktärzeiteinheit 6 verhindert die Rückstellung des Zeitgebers 1 innerhalb der ersten beispielsweise 400 msec nach Stimulation und Detektion. Ein dem Detektor 3 nachgeschaltetes Störfilter 7 identifiziert elektrische und magnetische Wechselfelder und schaltet (über die andere Schalterstellung des Reed- Schalters M) den Zeitgeber 1 auf festfrequente Arbeits¬ weise um, bevor es zu Interferenzen mit der Detektionsein¬ heit 3 und Impulsunterdrückung kommen kann. Durch Betäti¬ gung des Reed-Schalters M mit Hilfe eines Magneten wird der Detektor umgangen, es "resultiert eine festf equente Stimulation.
Schließlich sorgt noch eine Ener iequelle für die Strom¬ versorgung der in Fig. 1 gezeigten Einrichtung.
Die zur Stimulation des Herzen benötigten Stimulationsim¬ pulse weisen eine Spannungsamplitude um etwa 5 V mit einer
_ OMP Impulsdauer von etwa 0,1 bis 1 ms auf. Die aufgrund de Funktionsweise des Herzen hervorgerufenen elektrische Signale (intrakardiale Signale), die an der Schrittmacher elektrode 4 abgenommen werden und dann der Steuerung de Schrittmachers dienen, haben dagegen nur Amplituden i Millivoltbereich, so daß sie durch den Eingangsverstärke 5 vor der Weiterverarbeitung mit großem Verstärkungsfakto heraufgesetzt werden müssen. Da aber die Ausgangstufe des als Impulsgenerators dienenden Zeitgebers 1 bei be- kannten Herzschrittmachern direkt mit dem Eingang des Ein¬ gangsverstärkers 5 verbunden ist, wird während der Aussen¬ dung eines Stimulationsimpulses der Eingangsverstärker stark übersteuert. Hinzu kommt noch der Umstand, daß durch den die Schrittmacherelektrode 4 umgebenden Elektrolyten die Auswirkungen eines Stiraulationsimpulses aufgrund der sich ausbildenden Polarisationsspannung erst nach mehreren •hundert Millisekunden abklingen.
Der Eingang 11 des Blockschaltbildes nach Fig. 2, das im Prinzip dem Impulsformer 10 der Fig. 1 entspricht, erhält seine Eingangsspannung Ue überlagert sowohl von der Aus¬ gangsstufe 2 als auch vom Eingangsanschluß 4 in Fig. 1. Die Ausgangsspannung Ua am Ausgang 12 des Impulsformers 10 nach Fig. 2 gelangt in Fig. 1 zur Detektionseinrichtung 3.
Der Impulsformer 10 nach Fig. 2 enthält Allpässe AP]_ und AP2, die miteinander in Reihe geschaltet sind und bei ei¬ ner Frequenz von 15 Hz jeweils eine Phasendrehung um 90° verursachen, so daß also die Spannung O- gegenüber Ue um 90° und die Spannung U2 gegenüber Ue um 180° in der Phase gedreht ist. Ein solcher Allpaß hat eine Übertragungsfunk¬ tion
,ÜΪU Uι/Ue = Ü2/Ü! = ( l-s )/ ( l+s ) ,
wobei s im dämpfungsfreien Idealfall gleich jω sein kann (t ist dabei die Kreisfrequenz).
Die Eingangsspannung Ue und die Ausgangsspannungen der Allpässe werden in Bewertungsgliedern B0, Bj, B2 mit passiven Koeffizienten KQ, KJ_, K2, gewichtet und vor¬ zeichengerecht in einem Addierer A zur Eingangsspannung Ua addiert. Für ein Hochpaßfilter sind die Koeffizienten beispielsweise folgendermaßen gewählt:
κo = ~κl = 0,5; K2 = 0.
Für ein Bandfilter gilt entsprechend:
Ki as. 0; KQ = -K2 = 0,5.
Das als Impulsformer gewählte Filter nach Fig. 2 hat den Vorteil geringen Bauteileaufwandes bei großem Variations¬ bereich der möglichen Filtereinstellung. Auch ist dieses Filter prädestiniert für eine adaptive Einstellung der Filterkoeffizienten. Werden die Koeffizienten so gewählt, daß K0 die umgekehrte Polarität aufweist wie K]_, so be- sitzt das Filter Hochpaßeigenschaften.
Statt der in Fig. 2 gezeigten Ausführungsmöglichkeit kann auch ein entsprechendes digitales Filter Verwendung finden, das zwar einen höheren Aufwand erfordert, aber leichter integrierbar ist. Das in Fig. 3 gezeigte detailliertere Ausführungsbeispie hat im Durchlaßbereich etwa die Verstärkung eins und dien zur "Verkürzung" des Stimulationsimpulses, während die ei gentliche Heraufsetzung des Amplitudenwertes im nachzu schaltenden Eingangsverstärker 5 (in Fig. 1) erfolgt. Da bei kann zwischen dem Ausgang 12 in Fig. 3 und dem Ein gangsverstärker 5 in Fig. 1 noch eine Begrenzers'chaltun eingefügt sein, die Spannungsspitzen mit größerer Spannun als 1,2 V von dem Eingangsverstärker 5 fernhält, so da extreme Übersteuerungen vermieden werden.
Das in Fig. 3 gezeigte Ausführungsbeispiel weist ein Im¬ pulsformerteil zwischen der Eingangsklemme 11 und dem Aus¬ gang 12 auf und einen vorgeschalteten Bandpaß, bestehend aus Widerständen Rl und R2 und Kondensatoren Cl, C2 mit nachgeschaltetem Trennverstärker 13. Der Bandpaß hat eine obere 3dB-Grenzfrequenz von ungefähr 40 Hz und eine untere 3dB-Grenzfrequenz von ungefähr 15 Hz. Durch die Verwendung dieses Bandpasses konnten gegenüber der alleinigen Verwen- düng des eigentlichen Impulsformerteiles zwischen den Klemmen 11 und 12 noch verbesserte Einschwingzeiten er¬ reicht werden. Außerdem wurde ein normgerechter Eingangs¬ widerstand und eine Begrenzung zu höheren Frequenzen hin erreicht.
Der erste Allpaß (entsprechend APj nach Fig. -2) wird gemäß Fig. 3 gebildet durch Widerstände R3 bis R 5 und einen Kondensator C3 in Verbindung mit einem Operationsverstär¬ ker 14. Ein nachgeschalteter zweiter Allpaß wird gebildet durch Widerstände R6 bis R8 und einen Kondensator C4 in Verbindung mit einem Operationsverstärker 15. Entsprechend - lo ¬
dern Schaltbild gemäß Fig. 2 sind auch bei dem in Fig. 3 dargestellten Spannungsteil die Spannungen Ue, U_, U2 über Bewertungsglieder einer Summierschaltung zugeführt, der u.a. einen Operationsverstärker 16 und einen Widerstand R9 als Gegenkopplungsweg enthält. Dabei besteht das erste Bewertungsglied (entsprechend dem Koeffizienten K0) aus einem Spannungsteiler R11-R12, welcher zugleich Teil der den Operationsverstärker 16 enthaltenden Summierschaltung ist und mit dem nicht invertierendem Eingang des Operati- onsverstärkers 16 verbunden ist. Das zweite und dritte Bewertungsglied (entsprechend Kx und κ2) wird durc Span¬ nungsteiler P1-R13-R14 beziehungsweise P2-R15-R12 gebil¬ det. Das erste Bewertungsglied ist dabei mit dem invertie¬ rendem und das zweite mit dem nicht-invertierendem Eingang des Operationsverstärkers 16 verbunden. Die Widerstände (R) haben Widerstandswerte von 100 Kiloohm und die Konden¬ satoren (C) Kapazitätswerte von 0,1 Mikrofarad, soweit in Fig. 3 keine anderen Werte angegeben sind.
Die Einstellung der Koeffizienten erfolgt dabei derart, daß die obengenannten Bedingungen für den Betrieb mit üb¬ lichen Elektroden eingehalten werden können, wobei einer¬ seits die vorgenannten Werte einen günstigen Mittelwert darstellen, andererseits aber eine Anpassung an Sonder- elektroden entsprechend erfolgen kann.
In den in Fig. 1 gezeigte Eingangsverstärker 5 ist in ein ein FET-Schalter eingefügt, der von dem Ausgangssignal der Ausgangsstufe 2 derart gesteuert wird, daß der Signalweg in den Hauptverstärker während der Einschwingzeit des Impulsformers 10 gesperrt ist - beispielsweise für eine
C-__ 1 Zeit bis einschließlich 30 msec .ab Aussendung des Stimula tionsimpulses von der Ausgangsstufe 2. Ein derartiger FET Schalter ist in Figur 3 als dem Ausgang des Impulsformers nachgeschaltet dargestellt. Er schließt das Ausgangssignal des Filters über einen Widerstand R 16 hochohmig kurz. Die Ansteuerung des FET-Schalters erfolgt vom Ausyang der Aus¬ gangsstufe 2 her. Die entsprechende Verbindungsleitung ist in Figur 1 wiedergegeben. Nach Beendigung dieser "Austast¬ zeit" wird der Verstärker wieder eingeschaltet.
Der Verstärker kann daneben noch die Aufgabe erfüllen, die Auswirkungen der Polarisationsspannung an der Schritt¬ macherelektrode zu eliminieren. Er wird dann so ausgelegt, daß er wie ein Hochpaß erster Ordnung wirkt. Hierdurch wird allerdings eine Phasenverzerrung hervorgerufen, die einen starken Gruppenlaufzeitanstieg zur Folge hat.
Da die Phasenverzerrung des Gesamtsystems aber möglichst klein sein soll, muß in diesem Fall der dem Hauptverstär- ker vorgeschaltete Impulsformer 10 diese Gruppenlaufzeit an der unteren Frequenzgrenze durch einer negativen Grup¬ penlaufzeit ausgleichen. Die Erzeugung einer derartigen negativen Gruppenlaufzeit ist - wie auch die Bemessung der verwendeten Filter - an sich bekannt aus den Dissertatio- nen J. Rotter "Einstellbare Gruppenlaufzeitfilter, Reali¬ sierung und Approximation", 1978, Universität Kaiserslau¬ tern, und W. Rupprecht: "Lineare Netzwerke mit negativer Gruppenlaufzeit", 1961, Universität Karlsruhe.
Die in Figur 1 blockschaltungsmäßig wiedergegebene Aus¬ gangsstufe ist mit eineer Schaltung zur Verkürzung der Erholzeit nach einem Stimulationsimpuls ausgestattet, wie sie in der europäischen Patentanmeldung EP-Al-0 000 989 dargestellt ist. Im Zusammenhang mit einer derartigen Schaltung wird die Mindestzeit zwischen Stimulation und intrakardialer Signalaufnahme zusätzlich beträchtlich ver¬ kürzt.
In Figur 4 ist ein Ausführungsbeispiel einer Anordnung dargestellt, welche geeignet ist, einzelne Parameter der Impulsformerstufe in Abhängigkeit von der Abklingzeit zu verändern. Weiterhin sind zusätzliche Mittel vorgesehen, die die Ausgangsamplitude des Schrittmachers auf Herzak¬ tionen hin verändern, die durch einen vorangehenden Impuls des Schrittmachers stimuliert wurden. In Abhängigkeit vom Erfolg der Stimulation wird die Ausgangsamplitude der Sti¬ mulationsimpulse heraufgesetzt oder vermindert. Ein Her¬ aufsetzen erfolgt, wenn kein Stimulationserfolg erzielt wurde, während bei erfolgreicher Stimulation die Amplitude in Abständen um einen festgelegten Betrag vermindert wird. Die Verminderung erfolgt jeweils zunächst versuchsweise periodisch nach einer bestimmten Anzahl von Stimulations¬ impulsen. Bei einem Ausbleiben des Stimulationserfolges nach einer Herabsetzung der Stimulationsamplitude wird bei der unmittelbar darauffolgenden Stimulation wieder eine Heraufsetzung vorgenommen, um die für den Patienten not¬ wendige Stimulationssicherheit zu gewährleisten.
Die Mittel zur erfolgsabhängigen Veränderung der Ausgangs¬ amplitude - wie sie in Figur 4 dargestellt sind - sind un- abhängig von den Mitteln zur Variation der Impulsformer¬ parameter. Die Darstellung der beiden Funktionen wurde im Ausführungsbeispiel anhand einer einzigen Baugruppe reali¬ siert, wobei verschiedene Bauelemente im Hinblick auf bei¬ de Funktionen eingesetzt werden konnten, so daß sich Ver¬ einfachungen ergaben.
Das Ausgangssignal der Stufe 2 in Figur 1 wird einer Fre¬ quenzteilerstufe 17 zugeführt, welche durch das Erzeugen einer gegenüber der Stimulationsfrequenz herabgesetzten Steuerimpulsfolge dafür sorgt, daß in Abhängigkeit von den abgegebenen Stimulationsimpulsen die Anpassung der Impuls¬ formerstufe bzw. die Verminderung der Stimulationsamplitu¬ de nicht bei jedem Impuls, sondern lediglich in regel¬ mäßigen Zeitabständen wiederholt wird. Beim Fehlen von Stimulationsimpulsen im Demand-Betrieb braucht keine An- passung zu erfolgen. Ein Zähler 18, welcher von einem nicht dargestellten Taktgenerator mit höherfrequenten Zeitmeßimpulsen angesteuert ist, wird von einem ersten Ausgangssignal des Frequenzteilers 17 in einen Ausgangs¬ zustand zurückgesetzt und zum Zählen aktiviert. Dieser Zählvorgang wird im vorliegenden Beispiel bei jedem sech¬ zehnten vom Schrittmacher abgegebenen Impuls eingeleitet.
Das Ausgangssignal des dem Impulsformer 10 nachgeschalte¬ ten Verstärkers 5 (Figur 1) gelangt an einen Schmitt- Triggerl9oder ein ähnliches Bauelement, welches ein Signal gibt, solange am Ausgang des Verstärkers 5 ein Ausgangssignal abgibt, dessen Betrag sich hinreichend von null unterscheidet bzw. solange ein Eingangssignal nicht auf einen vernachlässigbaren "Wert abgeklungen ist. Das Ausgangssignal der Trigger-Stufe 19 gelangt an einen Impulsformer 20, welcher die Rückflanke während des ab-
O klingenen Signals anstehenden Impulses in einen kurzzeiti¬ gen Impuls umwandelt, der in nachfolgenden Verarbeitungs¬ stufen als Eingangssignal zugeführt wird und diese ent¬ sprechend aktiviert, so daß der betreffende Zeitpunkt als Kriterium für das Abklingverhalten des' Ausgangssignals des Impulsforraers dienen kann.
Die weiteren Ausgänge x und y sind gegenüber dem dem Zäh¬ ler 18 zugeführten Signal frequenzmäßig noch weiter herun- tergeteilt und verändern sich deshalb in noch langsamer verlaufenenen Zyklen. Beim dargestellten Beispiel mögen die Ausgänge x und y gegenüber dem vorgenannten Ausgang zusätzlich um den Faktor 16 (Ausgang x) bzw. 32 (Ausgang y) heruntergeteilt sein, so daß mittels UND-Gattern 21 bis 24 durch entsprechende Verknüpfung der Signale an deren Ausgängen vier weitere Signale erhältlich sind, welche in einem Zeitzyklus je für ein Viertel der Gesamtperiode ab¬ wechselnd nacheinander erscheinen. Das am UND-Gatter 21 anstehende Signal definiert einen ersten Meßzyklus, wäh- renddessen festgestellt wird, ob ein in einem Speicher 25 festgehaltener Zählwert noch derjenigen Zeit entspricht, die die Eingangsschaltung benötigt, um nach einem künst¬ lichen Stimulationsimpuls den Ruhezustand zu erreichen. Dazu wird mittels eines weiteren Impulsformers 26, der auf die Anstiegsflanke des Ausgangssignals des UND-Gatters 21 hin ein Signal abgibt, der Zähler 25 mittels eines ent¬ sprechenden Eingangssignals auf seinen Maximalwert herauf¬ gesetzt.
Nachdem nun der zeitbestimmende Zähler 18 mit der Abgabe eines künstlichen Stimulationsimpulses gestartet wurde, wird das Ausgangssignal des Zählers 18 mittels eines Kom parators 27 beständig mit dem Inhalt des Zählers 25 ver glichen.. Der Komparator 27 gibt ein Ausgangssignal ab, so lange der erreichte Zählerstand des Zählers 18 kleiner is als der im Speicher 25 enthaltene Zahlenwert.
Wird dieses Signal noch abgegeben, wenn der Impulsformer 20 einen Impuls als Zeichen für die Beendigung der Abgabe eines Ausgangssignals • om Verstärker 5 erscheint, so wird mittels eines UND-Gatters 25, dem das Ausgangssignal des Komparators 27 und außerdem das Signal des UND-Gatters 21 zugeführt wird, eine übertragerstufe 29 aktiviert, welche den Inhalt des Zählers 18 zu diesem Zeitpunkt in den Speicher 25 überschreibt. Damit enthält der Speicher 25 denjenigen Zahlenwert, welcher der aktuellen Abklingzeit der Anordnung entspricht und das Si-gnalübertragungsver- halten in Herz und Impulsformerstufe charakterisiert. Wäh¬ rend das Ausgangssignal des UND-Gatters 21 erscheint, wird dieser Vorgang bei jedem Stimulationsimpuls wiederholt.
Es ist damit dafür gesorgt, daß bei mehreren Stimulation¬ simpulsen die kürzeste Abklingzeit ermittelt wird, wobei im Falle des Auftretens von Artefakten oder Störsignalen stets nach einem Stimulationsimpuls höchstens eine ver- längerte Signaldauer erscheinen wird, welche keinen Ein¬ fluß auf die Verkleinerung des Zählwertes im Speicher 25 hat. Durch das zwischenzeitlich Löschen des Speichers wird sichergestellt, daß das übertragungsverhalten auch solchen Veränderungen des Übertragungsverhaltens im Herzen - bei- spielsweise mit durch Veränderungen der Elektroden¬ wirkung - folgt, welche eine Verlängerung des Abklingver¬ haltens zur Folge haben. Anschließend an diesen Meßzeitraum erfolgt - charaktere- siert durch ein Ausgangssignal des UND-Gatters 22 - ein Zeitraum, mit dem versucht wird, durch eine Veränderung eines Parameters der Impulsformerstufe 10 (in Figur 1) das Signalabklingverhalten zu verbessern.
Zur Verdeutlichung der Funktion des Prinzips der Anpassung der Parameter des Impulsformer 10 ist zunächst die Varian¬ te des dazu erforderlichen Einsteilgliedes Pl des in Figur 3 dargestellten Impulsformers 10 zu erläutern. Anstelle eines stetig veränderbaren Widerstandes wird hierbei eine Widerstandsdekade u verwendet, bei der den einzelnen Widerständen Schalter parallelgeschaltet sind, welche durch eine Zähl- und Dekodieranordnung 28 angesteuert werden. Die Zähl- und Dekodieranordnung 28 enthält also einen Zähl-er, der in einzelnen Zählschritten inkrementiert oder dekrementiert werden, kann (Eingänge "+1" oder π-l" in der Figur). Die Indizes "p" und "t" sollen andeuten, daß über die betreffenden Eingänge das Herab- oder Heraufset- zen permanent oder temporär erfolgt. Bei der temporären Herauf- bzw. Herabsetzung bleibt der geänderte Zählerstand nur so lange erhalten, wie das entsprechende Signal an¬ steht. Eine derartige Schaltung läßt sich in der Praxis durch eine Zusatzschaltung zu einem herkömmlichen Zähler realisieren, welche beim Erscheinen des mit "t" bezeich¬ neten Signals ein In- bzw. Dekrementieren des Zählers bewirkenden Impuls und beim Beenden des Signals - auf dessen Rückflanke hin - einen die umgekehrte Zählrichtung auslösenden Impuls erzeugt. Die Ausgänge des Zählers entsprechen seinen binären Schaltzuständen, wobei die Widerstände in der Dekade des Potentiometers Pl' so
gewählt sind, daß ihre Wertverhältnisse den binären Wer tigkeiten der die zugehörigen Schalter ansteuernden Aus¬ gänge des Zählers entsprechen. Damit wird der Gesamtwider¬ standswert des Potentiometers Pl' so bemessen, daß er sich entsprechend der Zu- bzw. Abnahme des Zählerstands ver¬ größert oder verkleinert.
Steht am Ausgang des UND-Gatters 22 ein Signal an, so führt das zu einer temporären Verminderung des" Zustands des Zählers 28. Durch diese Verkleinerung des Zählwerts wird der Gesamtwiderstand des Potentiometers Pl' um eine Stufe reduziert und damit das Verhalten des Impulsformers 5 geringfügig verändert. Wird vom entsprechenden Ausgang des Teilers 17 der nachgeschaltete Zähler 18 zurückgesetzt und gestartet. Durch das Ausgangssignal des Impulsformers 20 wird der Zähler nach Abklingen des Signals des Ein¬ gangsverstärkers 5 angehalten (Eingang "Stop") und mit dem gleichen Impuls nach Verzögerung durch ein Verzögerungs¬ glied 30 der Komparator 27 aktiviert, welcher ein Aus- gangssignal abgibt, wenn der Inhalt des Zählers 18 kleiner ist als der der kleinsten ermittelten Meßwertdauer ent¬ sprechende Inhalt des Speichers 25. In diesem Fall gelangt ein Signal an das Übertragungsglied 29, welches den Speicher 25 entsprechend dem letzten Stand des Zählers 18 verändert. Die Aktivierung des zwischengeschalteten UND- Gatters erfolgt dabei über ein ODER-Gatter 30. Gleichzei¬ tig gelangt das Ausgangssignal des Komparators auch an UND-Gatter 31 und 32, welche die Eingänge "+lt" und "-p" ansteuern, wenn an den UND-Gattern 22 oder 23 ein Signal ansteht. In diesem Fall würde über das UND-Gatter 32 der Zähler 28 um einen Wert vermindert - zum Zeichen dafür. daß mit der zugeordneten Einstellung des Potentiometers Pl1 ein verbesssertes Abklingverhalten des Impulsformers 19 erreicht werden konnte.
Solange das Signal am Ausgang des UND-Gatters 22 er¬ scheint, wird wiederholte Male festgestellt, ob sich nach einem Stimulationsimpuls noch eine weitere zeitliche Ver¬ kürzung des Abklingverhaltens der Eingangsschaltung er- reichen läßt. Wenn mit entsprechend dem fortschreitenden Zählerstand des Zählers 17 die Ausgänge x und y ihren Zustand so verändern, daß. das UND-Gatter 23 leitend wird, folgt eine probeweise Heraufsetzung des Zählers 28 und ein entsprechendes überprüfen, ob sich durch eine weitere Ver¬ änderung der Parameter des Übertragungsteils 19 noch eine Verbesserung erreichen läßt. Damit kann Veränderungen bei der Übertragung der im Herzen aufgenommenen Signale Rech¬ nung getragen und eine Anpassung des veränderbaren Koef¬ fizienten der Impulsformerschaltung 19 mit hinreichender Geschwindigkeit vorgenommen. Artefakte und Störsignale führen dabei stets ausschließlich zu einer Heraufsetzung der Abklingzeitdauer nach einem Stimulationsimpuls, so daß eine Veränderung der Parameter dadurch nicht hervorgerufen wird. Einer Veränderung der Übertragungsbedingungen in dem Sinne, daß eine verlängerte Abklingzeit in Kauf genommen werden muß, wird dadurch Rechnung getragen, daß in einem Anfangszeitraum (gekennzeichnet durch ein Durchschalten des UND-Gatters 21 eine Neueinstellung unter dem Gesichtspunkt vorgenommen, daß sich eine Optimierung lediglich in einem Bereich von Abklingzeiten durchführen läßt, welche gegenüber dem zuvor gefundenen Werten verlän¬ gert sind. Ein vierter Meßzeitraum (gekennzeichnet durch das Durch schalten des UND-Gatters 24) steht periodisch zur Verfü¬ gung, um die Effektivität der Stimulationsimpulse zu kon¬ trollieren. Durch die Verkürzung des Abklingverhaltens der Eingangsstufe 5 ist es nämlich' nunmehr möglich, den Erfolg der künstlichen Stimulationsimpulse aus der nachfolgenden Signalantwort des Herzens direkt zu ermitteln.
Mit einem künstlichen Stimulationsimpuls wird ein Monoflop 34 gesetzt, dessen Impulsdauer derjenigen Zeit entspricht, während der ein auf ein Stimulationsimpuls hin erscheinendes Antwortsignal vom Herzen zu erwarten ist. Das Ausgangssignal des Monoflops 34 gelangt zu einem UND- Gatter 35, an dessen anderem Eingang das Ausgangssignal der Impulsformerstufe 20 anliegt. Wenn also nach einem Stimulationsimpuls ein Impuls erscheint, welcher das Abklingen des vom Herzen aufgenommenen Signals anzeigt, so gelangt dieser Impuls über das UND-Gatter 35 zu einem Flip-Flop 36, welches daraufhin gesetzt wird. Die folgen- den jetzt am Ausgang des Schmitt-Triggers 19 erscheinenden Impulse gelangen damit zu einem weiteren, dem Q-Ausgang des Flip-Flops 36 nachgeschalteten UND-Gatter 37 und be¬ wirken ein Setzen eines Flip-Flops 38, mit dessen ent¬ sprechendem Eingang der Ausgang des UND-Gatters 37 ver- bunden ist. Das Setzen dieses Flip-Flops entspricht einer erfolgreichen Stimulation.
Die Rückflanke des vom Monoflop 34 abgegebenden Impulses wird mittels eines Impulsformers 39 in einen kurz andau- ernden Impuls umgeformt, der das Ende des Meßzeitraums für die hier vorzunehmende Signalaufnahme vom Herzen anzeigt und über ein Verzögerungsglied 40 um einige Millisekunden verzögert wird. Bei gesetztem Flip-Flop 38 gelangt dieser Impuls über ein UND-Gatter 41 an den Dekrementierungsein- gang (-) einer Steuerschaltung 42, deren Ausgänge an eine Steuerschaltung 43 für die Ausgangsamplitude der Stimula¬ tionsimpulse angeschlossen ist. Die Steuerschaltung 43 kann entweder wie dargestellt aus einer geschalteten Widerstandskette - entsprechend dem Potentiometer Pl1 -oder aber aus .■ einer in Stufen steuerbaren Spannungsvervielfacherstufe 'bestehen. Mit dem
Dekrementieren wird die Amplitude der Stimulationsimpulse bei erfolgreicher Stimulation herabgesetzt, während sie, wenn auf eine Stimulation keine Herzaktion festgestellt werden kann, heraufgesetzt wird. Das erfolgt bei nicht gesetztem Flip-Flop 38 auf ein Ausgangssignal der Impulsformerstufe 39 hin, dessen Ausgangssignal in diesem Fall über ein UND-Gatter 44 zu dem Inkrementiereingang des Zählers 42 gelangt, weil damit das UND-Gatter 44 über seinen invertierenden Eingang, der mit dem Q-Ausgang des Flip-Flops 38 verbunden ist, durchgeschaltet ist.
Während die Heraufsetzung der Amplitude der Stimulations¬ impulse durch Inkrementieren des Zählers 42 ständig er¬ folgen kann (wobei die zulässigen Eingangswerte durch Aus- wähl des Schrittmachertyps bzw. durch äußere Programmier¬ mittel einstellbar sind), um bei einer Verschlechterung des Elektrodenkontakts möglichst kurzfristig Stimulations¬ impulse größerer Intensität zu Verfügung stellen zu kön¬ nen, ist die Verminderung der Amplituden abhängig vom Aus- gangssignal des UND-Gatters 24, welches während einer vierten Meßperiode, für die beiden Ausgänge x und y des
" üH^ Zählers 17 kein Ausgangssignal führen, über seine beiden invertierenden Eingänge aktiviert ist. Das Ausgangssignal des UND-Gatters 24 gelangt dazu auf einen zusätzlichen Eingang des UND-Gatters 41, an dessen Ausgang damit nur dann ein Signal erscheint, wenn die betreffende Meßzeitdauer ansteht. Damit wird die Stimulationsamplitude jeweils lediglich periodisch "versuchsweise" herabgesetzt, um langfristigen überhöhten Energieverbrauch zu vermeiden. Falls auf eine Stimulation mit herabgesetzter Amplitude ein Stimulationserfolg ausbleiben sollte, so wird die Amplitude nach Ablauf des "Testzeitraums" sofort wieder erhöht. Um Schwankungseffekte zu vermeiden, wird bei der dargestellten Ausführung während des "Testzeitraums" bei der das Verhalten bei verminderter Stimulationsamplitude untersucht wird, der Zähler um mehr als eine Stufe (Ein¬ gang -2t) temporär dekrementiert. Damit läßt sich errei¬ chen, daß die Stimulationsamplitude stets eine gewisse "Amplitudenreserve" aufweist und keine Verminderung vorge¬ nommen wird, welche unsichere Stimulationsbedingungen zur Folge haben könnte. Damit läßt sich die erfindungsgemäße Impulsformerschaltung zur Effektivitätskontrolle direkt über die Stimulationselektrode einsetzen.

Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
1. Herzschrittmacher mit Elektrodenanschluß zur Aufnahme intrakardialer Signale sowie einem mit dem Anschluß ver- bundenenen Eingangsverstärker (5) für die intrakardialen Signale,
d a d u r c h g e k e .n n z e i c h n e t ,
daß dem Eingangsverstärker (5) ein Impulsformer (10) zwecks Verkürzung des Zeitraums, nach dem im Anschluß an einen Stimulationsimpuls aufgenommene intrakardiale Sig¬ nale wieder verarbeitbar sind, nachgeschaltet ist, wobei
die Kombination von Impulsformer (10) und Eingangs¬ verstärker (5) statische und sehr niederfrequente An¬ teile ihres Eingangssignales relativ wesentlich stärker dämpft als Signalanteile mit Frequenzen um 25 Hz
und im Übergangsbereich zwischen diesen Frequenzen einen angenähert lineare Frequenzabhängigkeit des Phasenverlaufs aufweist.
2. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß der Impulsformer (10) als Orthogonalfilter aufgebaut ist und eine negative Grup- penlaufzeit aufweist. 3. Herzschrittmacher nach einem der vorangehenden An¬ sprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß der Impulsformer eine Kettenschaltung von Allpässen (APi, AP2) enthält, von deren Ein- und Ausgangssignalen Anteile über Bewertungsglieder (B0, Bi, B2) und einen gemeinsamen Addierer (A) dem Impulsformerausgang (12) zu¬ geführt sind.
4. Herzschrittmacher nach Anspruch 3, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß die Allpässe (APi, AP ) jeweils eine Phasendrehung des Eingangssignals von 90° bei ungefähr 15 Hz hervorrufen.
5. Herzschrittmacher nach einem der vorangehenden An- •sprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß der Impulsformer (Figur 3) Hochpaßcharakter aufweist mit einer unteren 3dB-Grenzfrequenz von ungefähr 15 Hz.
6. Herzschrittmacher nach Anspruch 5, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß das am Eingang des er¬ sten Allpasses angeschlossene Bewertungsglied (Rll, R12 in Figur 3) Signale an den Addierer (A) abgibt, die phasen¬ verschoben sind gegenüber den Signalen, die von dem Bewer¬ tungsglied (P1-R13-R14) geliefert werden, das am Ausgang dieses Allpasses angeschlossen ist.
7. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß der Impulsformer einen vorgeschalteten Bandpaß (Cl, R2, C2) aufweist.
- 8. Herzschrittmacher nach einem der vorangegehenden An¬ sprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß im Signalweg hinter dem Impulsformer ein Schalter (FET) vorgesehen ist zur kurzzeitigen Signalwegunterbre- chung mit Auftreten eines Stimulationsimpulses.
9. Herzschrittmacher nach einem der vorangegehenden An¬ sprüche, d a d u r c, h g e k e n n z e i c n e t , daß eine Schaltung zur Entladung des Koppelkondensators der Stimulationsausgangsstufe (2) in einem an eine Stimu¬ lation anschließenden Zeitraum, vorgesehen ist.
11. Herzschrittmacher nach einem der vorangehenden An¬ sprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß Mittel (Figur 4) vorgesehen sind, welche mindestens einen Parameter des Impulsformers in Abhängigkeit des Zeitraums, nach dem im Anschluß an einen Stimulationsimpuls aufgenom- mene intrakardiale Signale wieder verarbeitbar sind, variieren, und diese Veränderung zunächst beibehalten, wenn im Vergleich zu einem vorher ermittelten Wert eine Verkürzung der Zeitraums erreicht wird, wobei dieser Wert durch ein Amplitudenkriterium für das vom Impulsformer auf einen Stimulationsimpuls hin abgegebene Signal festge¬ stellt wird.
12. Herzschrittmacher nach Anspruch 11, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß als Parameter die Amplitude des Ausgangssignals des ersten Allpasses beeinflußbar ist.
13. Herzschrittmacher nach einem der vorangehenden Ans¬ prüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß Schaltmittel (Figur 4) vorgesehen sind, welche die Energie nachfolgender Stimulationsimpulsen vermindern, wenn auf einen vorangehenden Stimulationsimpuls nach Ablauf des Zeitraums, nach dem im Anschluß an einen Stimulationsim¬ puls aufgenommene intrakardiale Signale wieder verarbeit¬ bar sind, am Ausgang des Impulsformers ein Signal er¬ scheint, welches von einer Herzaktion herrührt,' bzw. die Stimulationsamplitude heraufsetzen, wenn ein derartiges Signal nicht erscheint.
14. Herzschrittmacher nach Anspruch 13, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß das Herabsetzen der Im¬ pulsenergie nach jeweils , einer Anzahl von erfolgreichen Stimulationen, ein Heraufsetzen dagegen aber bereits nach einem einzelnen Ausfall einer Herzaktion nach Stimulation erfolgt.
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