FR2602146A1 - Circuit generateur d'impulsions de stimulation pour stimulateur cardiaque - Google Patents

Abstract

L'INVENTION CONCERNE UN CIRCUIT GENERATEUR D'IMPULSIONS DE STIMULATION POUR STIMULATEUR CARDIAQUE. CE CIRCUIT COMPREND NOTAMMENT UNE ELECTRODE, UN CONDENSATEUR DE COUPLAGE ET DES MOYENS POUR COMMANDER UN CYCLE D'IMPULSION DE STIMULATION, QUI COMPRENNENT DES MOYENS POUR PRODUIRE LES PASSAGES SUCCESSIFS A TRAVERS LE CONDENSATEUR ET L'ELECTRODE D'UN COURANT POSITIF, D'UN COURANT DE STIMULATION POSITIF, PUIS D'UN COURANT POSITIF TEL QUE LA TENSION DU CONDENSATEUR REVIENNE A SA VALEUR INITIALE, CE COURANT FONCTION DE LA TENSION DU CONDENSATEUR ETANT INDEPENDANT DE L'IMPEDANCE DE CHARGE DU CORPS A LAQUELLE L'ELECTRODE EST COUPLEE. L'INVENTION S'APPLIQUE NOTAMMENT AUX STIMULATEURS CARDIAQUES.

Description

La présente invention concerne des stimulateurs cardiaques et, plus

particulièrement, des stimulateurs cardiaques qui permettent la détection de potentiels suscités très peu de temps après qu'une impulsion de 5 stimulation a été émise, même quand la même électrode est

utilisée pour la stimulation et pour la détection.

La production de toute impulsion de stimulation cardiaque donne lieu à l'accumulation de charges dans les tissus du corps. Tant que ces charges ne se sont pas 10 dissipées dans une mesure appréciable, il est ordinairement impossible de détecter l'activité électrique. Cela est particulièrement vrai si la même électrode est utilisée à la fois pour la stimulation et pour la détection. Le battement du coeur donne lieu à des 15 potentiels qui peuvent être détectés. Toutefois, tant que

les charges résultant d'une impulsion de stimulation ne se sont pas dissipées suffisamment, une detection fiable est impossible, car les potentiels qui proviennent de ces charges sont beaucoup plus élevés que ceux qui résultent 20 d'un battement cardiaque.

Il est d'usage courant, dans la technique des stimulateurs, de mettre en silence, pendant de nombreuses millisecondes, l'amplificateur de détection connecte à un conducteur sur lequel est émise une impulsion de 25 stimulation. Cela veut dire que l'amplificateur de détection n'est pas en mesure de déterminer si le coeur bat effectivement en conséquence de l'impulsion de stimulation. De même, dans le cas d'un stimulateur cardiaque bicavitaire, une période de '<silence" ventriculaire est généralement associée à l'amplificateur de détection ventriculaire, débutant avec la production \ d'une impulsion de stimulation auriculaire; de cette manière, une impulsion de stimulation auriculaire n'est pas interprétée par erreur comme un battement ventriculaire. Là encore, tant que les charges associées à l'impulsion de stimulation auriculaire ne se sont pas 10 dissipées, une détection ventriculaire n'est pas possible. Depuis longtemps, on cherche à raccourcir les périodes de silence en accélérant le processus de dissipation des charges, pour résoudre ainsi le problème de "diaphonie" qui est inhérent à un stimulateur 15 cardiaque bicavitaire, sans affecter la capacité de détection. A cette fin, il est maintenant courant de prévoir ce qu'on appelle une recharge active. Un stimulateur cardiaque typique contient un condensateur de couplage 20 dans le circuit de sortie. Par le fait que le flux de courant net à travers un condensateur doit être nul, la disposition d'un couplage en courant alternatif garantit qu'il n'y aura pas de charge nette délivrée aux tissus du corps. Le co4densateur de sortie fait généralement partie 25 du circuit d'impulsion. Une charge est accumulée dans le condensateur, puis est délivrée rapidement sur le conducteur lorsqu'une impulsion de stimulation est nécessaire. La charge délivrée s'écoule ensuite dans le sens opposé à travers le condensateur jusqu'à ce que les 30 charges dans les tissus du corps soient dissipées. Afin d'accélérer la neutralisation des charges, un circuit de recharge "active" peut être utilisé, reliant le condensateur de sortie à- une source de potentiel par l'intermédiaire d'un interrupteur à transistor. il en 35 résulte qu'un courant inverse plus fort passe a travers le condensateur et que les charges accumulées dans les tissus du corps se dissipent plus rapidement. Le plus souvent, des impulsions négatives sont utilisées pour stimuler le coeur. Ainsi, avec un circuit de recharge active, le cycle de stimulation se compose d'une impulsion négative suivie d'une impulsion positive. Un développement récent consiste à prévoir une impulsion positive de pré- charge, en plus d'une impulsion positive de post-charge. Cette technique est décrite dans les brevets US n' 4 343 312 et 4 37S 531. La charge 10 totale délivrée pendant les deux impulsions positives est égale à la charge délivrée pendant l'impulsion négative dans le sens opposé; de cette manière, la charge nette est nulle. Bien qu'il ne soit pas expliqué dans ces brevets pourquoi la disposition d'une impulsion de pré15 charge positive en combinaison avec une impulsion de post-charge positive est préférable à cette dernière seule, même quand l'"aire" combinée en dessous des deux impulsions dans le premier cas est égale à l'"aire" en dessous de l'impulsion unique dans le second cas, il ne 20 fait aucun doute que les charges accumulées se dissipent plus rapidement. L'analyse de l'auteur montre que cela peut s'expliquer par les charges d'espace délivrées par l'électrode. Le processus peut être considéré comme trois fronts d'ondes sphériques émanant d'une source 25 ponctuelle. Les grandeurs des fronts d'ondes et leur

séparation peuvent être réglées de telle manière que peu après le lancement du dernier front d'onde, le potentiel net au niveau de la source ponctuelle s'approche de zéro.

Malheureusement, les circuits décrits à titre d'exemples 30 dans les deux brevets précités ne peuvent être réalisés

dans la pratique que difficilement.

La présente invention a pour but de fournir un

système de stimulation qui, avec un minimum de commandes, permette une détection fiable, en toute sécurite, de 35 l'interception par le coeur (oreillette ou ventricule).

Un autre but de la présente invention est de fournir un système de stimulation qui permette de réaliser sous forme intégrée le processus complexe d'élimination de la polarisation. Un autre but de la présente invention est de fournir un système de stimulation dans lequel une détection différentielle ou simple des potentiels suscités, est réalisée par les mêmes éléments qui éliminent le

processus de polarisation d'électrode.

Un autre but de la présente invention est de fournir un système de stimulation dans lequel l'équilibrage de la polarisation de l'électrode est effectué par un unique réglage qui est ensuite indépendant de variations de

l'amplitude de la tension de stimulation.

La présente invention a encore pour but d'éliminer la "diaphonie" dans un stimulateur cardiaque bicavitaire

sans affecter la capacité de détection.

La méthode de la présente invention, par laquelle le potentiel résiduel au niveau d'une électrode de 20 stimulation à la suite de l'émission d'une impulsion de stimulation est réduit au minimum, fait appel à l'utilisation d'un amplificateur différentiel pour détecter l'activité cardiaque. Les électrodes de stimulation et -de référence du stimulateur cardiaque sont 25 connectées aux entrées de l'amplificateur. Une impulsion de stimulation en trois phases est émise, la première et la troisième phases étant d'une polarité et la deuxième étant de la polarité opposée. La première et la deuxième phases sont délivrées à travers un condensateur et les 30 impulsions de tension qui sont prévues ont des amplitudes

qui sont sensiblement proportionnelles l'une à l'autre.

La première phase commence par une tension de repos aux bornes du condensateur. La troisième phase utilise la tension aux bornes du condensateur pour faire passer un 35 courant à travers le condensateur et l'électrode de stimulation Jusqu'à ce que la tension aux bornes du

condensateur soit égale à la tension de repos de départ.

Cette technique doit être distinguée de celle qui est décrite par exemple dans les brevets précités. La 5 technique antérieurement connue ne marche vraiment que dans le cas de stimulation en régime permanent. Au départ de chaque cycle de stimulation, il existe une certaine tension initiale aux bornes du condensateur de sortie. Si des impulsions de stimulation sont produites de façon 10 continue à une cadence fixe, une certaine situation de régime permanent est atteinte en fin de compte, la tension du condensateur à la fin du cycle étant égale à la tension du condensateur au début du cycle. Il en résulte un équilibrage très rapide des charges, comme on 15 le désire. Mais si le coeur n'est pas excité en

permanence, la tension du condensateur tombe en conséquence des fuites à travers le condensateur et dans la plaquette à circuit imprimé sur laquelle il est monté.

Le résultat en est que pendant les premiers cycles o le 20 coeur est stimulé, l'équilibrage des charges n'est pas suffisant pour permettre la détection des potentiels suscités. En revanche, avec la présente invention, la détection des potentiels suscités est possible la première fois que le coeur est stimulé, même s'il n'a pas 25 été stimulé pendant des heures auparavant, c'est-à-dire que les avantages de l'invention s'appliquent même à un cycle d'impulsion de stimulation isolé. L'interception par le coeur peut être détectée immédiatement, même à la suite de l'émission de la première impulsion de 30 stimulation. Une autre difficulté avec la technique

antérieurement connue est que l'équilibrage des charges et, par conséquent, la détection d'un potentiel suscité dépendent de l'amplitude de l'impulsion de stimulation.

Lorsque l'amplitude est modifiée, par exemple à l'aide 35 d'un programmateur extérieur classique, des réglages doivent être apportés au circuit d'équilibrage des charges. Avec la présente invention, le reglage est automatique. Plus exactement, aucun réglage n'est même nécessaire.

D'autres buts, caractéristiques et avantages de 5 l'invention apparaîtront & la lecture de la description

détaillée qui suit, en référence aux dessins annexés.

La fig. 1 est un schéma par blocs d'un stimulateur cardiaque dans son ensemble, dans lequel le système de la

présente invention peut être incorporé.

Les fig. 2A et 2B - la fig. 2A étant placée à gauche de la fig. 2B représentent la forme de réalisation de l'invention décrite à titre d'illustration, à savoir le circuit contenu dans le bloc 15 de commande de détection

et de polarisation de la fig. 1.

La fig. 3 est un tableau qui indique le fonctionnement des interrupteurs du circuit des fig. 2A

et 2B.

La fig. 4 montre la forme de l'impulsion de

stimulation en trois phases p-oduite par le circuit des 20 fig. 2A et 2B.

Les fig. 5 à 10 représentent les composants fonctionnels du circuit des fig. 2A et 2B, intervenant au cours de différentes phases du fonctionnement du système et elles aideront à comprendre le fonctionnement du 25 système en focalisant l'attention sur les seuls éléments

dont la compréhension est nécessaire dans chaque cas.

Le stimulateur cardiaque de la fig. 1 est représenté sous la forme d'un schéma par blocs très symbolique. Un microprocesseur 11 commande tous les autres blocs. Le 30 bloc de télémétrie 14 est classique dans les stimulateurs cardiaques actuels et il permet à la fois 'le réglage des paramètres du stimulateur cardiaque depuis un programmateur extérieur et ia transmission, à partir du stimulateur, non seulement d'informations indiquant des 35 données accumulées, mais aussi d'un signal représentatif du signal de détection instantané. Les circuits sophistiqués de télémétrie qui existent actuellement permettent l'interrogation de données de diagnostic mémorisées et l'obtention de données de fonctionnement en

temps réel.

Le bloc analogique/numérique (A/D) 12 reçoit un signal appelé ANGL_CMP de l'unité de commande de détection et de polarisation 15. Le signal ANGL_CMP est une forme d'onde à 2 niveaux à la sortie Q du multivibrateur bistable 52 sur la fig. 2B. Comme on le 10 verra, la séquence de bits qui constituent le signal représente des augmentations et des diminutions du signal de détection. Le bloc A/D 12 agit sur ce signal, sous la commande du microprocesseur, pour tirer des informations concernant le signal de détection. La forme d'onde 15 ANGL_CMP correspond évidemment à des opérations du bloc sur les deux conducteurs 16 qui s'étendent jusqu'au

coeur, comme on le verra ci-après.

Le microprocesseur présente une liaison directe avec le bloc de commande de détection et de polarisation 15, 20 et le signal sur cette liaison directe commande les différents interrupteurs représentés sur les fig. 2A et 2B. En outre, un générateur de sortie 13 fournit un potentiel sur son conducteur de sortie rejoignant le bloc 15. En référence aux fig. 2A et 2B, le potentiel est 25 désigné par OTNK. Ce potentiel représente l'amplitude de la phase négative de l'impulsion de stimulation. Comme on le verra, le circuit des fig. 2A et 2B qui correspond au bloc 15 de la fig. 1 permet un rapide équilibrage des

charges, indépendamment de l'amplitude du signal O_TNK.

Le circuit des fig. 2A et 2B est tracé en traits continus et en traits discontinus. Les traits continus représentent les éléments contenus dans le circuit intégré qui sont au coeur du bloc 15 de la fig. 1. Les traits discontinus représentent les composants extérieurs 35 qui sont trop grands pour être fabriqués sur la puce. Les connexions au circuit intégré sont effectuées par les

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broches qui sont représentées sur le dessin. Par exemple, au haut de la fig. 2A, un condensateur 20 est représenté en traits discontinus. Ce condensateur de 0,15 HF est trop grand pour être fabriqué sur le circuit intégré. 5 Pour cette raison, il est sous la forme -d'un composant

extérieur connecté aux broches PA_REF et PA_IN du circuit intégré (ces symboles désignant une broche de référence de pré-amplificateur et une broche d'entrée de préamplificateur).

Avant de décrire le fonctionnement du circuit, il sera utile de faire quelques observations générales. Il y a 22 interrupteurs désignés par SW1 à SW22. Selon le mode de fonctionnement du bloc 15 de la fig. 1, tel que déterminé par le microprocesseur 11, certains des 15 interrupteurs sont ouverts et les autres sont fermés. La fig. 3 indique les interrupteurs qui sont ouverts et fermés dans chaque mode de fonctionnement. On notera que tous les interrupteurs sont des circuits actifs sur la

puce du circuit intégré.

Comme on peut le voir sur la fig. 2A, une broche 28 est raccordée au conducteur de pointe et la broche PACE (stimulation) est reliée, par l'intermédiaire d'un condensateur extérieur 26, au conducteur de pointe. La pointe est le conducteur raccordé à l'électrode qui est 25 placée dans le coeur et qui délivre l'impulsion de stimulation négative. On notera qu'il y a deux broches désignées par CASE (boîtier) et RING (anneau). En cas d'utilisation d'un conducteur bipolaire, l'électrode indifférente peut être soit l'anneau, soit le boîtier. Si 30 l'on utilise une électrode unipolaire, l'électrode

indifférente doit être le boîtier. La broche désignée par CASE est reliée électriquement au boîtier; la broche désignée par RING est connectée à l'électrode en anneau; la broche désignée par RING n'est connectée a l'électrode 35 en anneau que si un conducteur bipolaire est utilisé.

-Dans le cas o un conducteur bipolaire est utilisé, ce sont les positions des interrupteurs SW1 à SW4 qui déterminent quelle est celle des deux électrodes indifférentes possibles (CASE ou RING> qui est en service. On notera que, comme le montre le tableau de la fig. 3, les interrupturs SW5, SW6, SW7, SW19 et SW20 sont tous ouverts ou fermés en même temps. Les trois premiers interrupteurs commandent la connexion des deux anodes possibles (boîtier ou anneau) et du conducteur de 10 stimulation (pointe) à la masse de référence. Pendant le fonctionnement en ECG (détection), ces trois interrupteurs sont tous fermés, de même que les interrupteurs SW19 et SW20. Ces deux derniers interrupteurs sont fermés afin qu'un modulateur delta (sur la fig. 2B) fonctionne et les trois premiers interrupteurs sont fermés pour relier chacune des trois entrées, par l'intermédiaire d'une résistance de 200K, à la masse de référence. A tous les autres moments, les cinq interrupteurs sont ouverts, comme le montre le 20 tableau de la fig. S. Les interrupteurs SW19 et SW20 sont maintenus ouverts de telle manière que le modulateur delta remplisse la fonction d'un circuit d'échantillonnage et de maintien. De même, les interrupteurs SW5, SW6 et SW7 sont maintenus ouverts 25 parce qu'il ne convient pas qu'un courant passe, à travers le boîtier, l'anneau ou la pointe et les résistances de 200K respectivement connectées, vers la masse de référence. Pendant les différentes phases intervenant dans la stimulation, et même dans les modes 30 d'alerte et de commande du détecteur, des impulsions de courant sont appliquées par le stimulateur cardiaque et il est indésirable qu'une quelconque partie du courant ait la possibilité de passer à travers les résistances de 200K. La disposition d'interrupteurs séparés pour les 35 entrées de boîtier et d'anneau permet de réaliser un stimulateur cardiaque bicavitaire, en utilisant des répliques des circuits des fig. 2A et 2B, mais d'avoir néanmoins une stimulation des différentes cavités dans des modes différents - unipolaire ou bipolaire <lorsqu'on utilise deux des circuits dans un stimulateur cardiaque 5 bicavitaire, les interrupteurs SW19 et SW20 de l'un d'entre eux seront ouverts même quand une impulsion de stimulation est émise par l'autre; -le but est de ne contrôler le signal d'électrocardiogramme pour chaque cavité que quand ni l'une ni l'autre des cavités n'est 10 stimulée, de telle manière que ce ne soit que l'activité

cardiaque qui soit analysée).

Le condensateur 20 est un condensateur de couplage normal qui est utilisé pour bloquer le courant continu sur les électrodes et pour éviter que la tension offset 15 de courant continu de l'amplificateur opérationnel 22

soit amplifiée. L'amplificateur opérationnel 22 a un gain de 30 lorsque l'interrupteur SW10 est ouvert, ce qui est le rapport de la résistance de contre-réaction, entre la sortie de l'amplificateur et son entrée négative, à 20 l'impédance d'entrée connectée à l'entrée négative.

L'amplificateur opérationnel a pour fonction d'égaliser les deux signaux à ses entrées négative et positive.

Toutefois, il n'est pas possible d'y parvenir dans la pratique et il y a une certaine tension offset entre les 25 entrées positive et négative de l'amplificateur opérationnel 22. Cette tension offset est emmagasinée

dans les condensateurs 20 et 26.

Le condensateur 26 est le condensateur de couplage en courant alternatif de type standard pour la production de 30 l'impulsion de stimulation. La fig. 4 représente la forme de l'impulsion de stimulation à trois phases, telle qu'elle apparaît au niveau de la broche PACE. L'impulsion de précharge positive se présente sous la forme d'une rampe. Une rampe n'est pas indispensable, mais elle est 35 préférable, car il a été démontré empiriquement que le fonctionnement du circuit est moins dépendant de l'amplitude de l'impulsion de stimulation lorsqu'une impulsion de précharge en rampe est utilisée au lieu d'une impulsion de pré-charge rectangulaire. De même, il est couramment admis qu'une impulsion positive & montée 5 brusque risque davantage de déclencher une tachycardie si elle est appliquée pendant une onde T. Toutefois, la présente invention ne se limite pas à l'utilisation d'un potentiel en rampe pour l'impulsion de pré-charge. De même, on sait qu'un battement peut être déclenché par une 10 impulsion positive et, par conséquent, les polarités des trois phases de l'impulsion de stimulation représentée sur la fig. 4 peuvent être inversées. Il est cependant préférable que la phase du milieu soit négative, comme représenté, car il est généralement reconnu qu'il y a 15 besoin de moins d'énergie pour stimuler le coeur lorsqu'une impulsion de stimulation négative est utilisée. L'amplitude de l'impulsion de stimulation est la grandeur de la ligne verticale sur la fig. 4 entre la 20 ligne de base horizontale et le point le plus bas de l'impulsion de stimulation négative. Cette grandeur est désignée par OTNK et elle est déterminée par l'amplitude du potentiel au noeud 24. Ce potentiel peut varier entre O et 7,5 V dans la forme de réalisation de l'invention 25 décrite à titre d'illustration. [Le noeud 24 n'est pas représenté sous la forme d'une broche. La raison en est que dans la réalisation effective du système de la fig. 1, il n'est pas nécessaire que les séparations entre les blocs 12, 13 et 15 soient exactement comme elles ont été 30 représentées. Le potentiel O_TNK au noeud 24 peut provenir d'autres circuits inclus dans la même puce qui contient les circuits des fig. 2A et 2B, mais ces éléments ne sont pas importants pour la compréhension de la présente invention. C'est pourquoi l'entrée active a 35 été simplement désignée par OTNK au niveau d'un noeud 24, sans se préoccuper des éléments supplémentaires montés entre le noeud et les broches d'entrée. De même, dans la réalisation effective de l'invention, le circuit à l'extrême droite de la fig. 2B, comprenant le comparateur 50 et les sources de courant 38 et 40, peut 5 être effectivement contenu dans le bloc A/D 12 de la fig. 1. L'invention n'a rien à voir avec le cloisonnement

particulier du circuit qui est adopté].

La valeur de O_TNK peut être fixée par un programmateur extérieur. Alternativement, l'énergie peut 10 être économisée si le microprocesseur fait en sorte que

l'amplitude de l'impulsion-de stimulation suive le seuil.

Peu importe, dans l'application de l'invention, comment est déterminée la grandeur de O_TNK. On supposera toutefois que le potentiel OTNK est obtenu à partir d'un 15 condensateur. Dans un tel cas, le condensateur se déchargera faiblement pendant l'application de

l'impulsion de stimulation négative. C'est la raison pour laquelle il apparaît, sur la fig. 4, une légère diminution de la grandeur de l'impulsion négative au 20 cours de l'impulsion de stimulation.

La forme d'onde de la fig. 4 n'est pas tracée à l'échelle. La période de pré-charge a une durée d'environ 3 ms, l'intervalle de post-charge a une durée d'environ 8 ms, la largeur de l'impulsion de stimulation négative est 25 d'environ 0,5 ms et un intervalle de silence de 300 ps (pour permettre au circuit de se stabiliser après la commutation) fait suite au cycle total. La forme d'onde

représente le potentiel au niveau de la broche PACE.

Le condensateur 32, connecté à la broche RMPCAP, 30 sert à produire la forme d'onde en rampe qui commande la forme de l'impulsion de pré-charge représentée sur. la fig. 4. Bien qu'il n'ait qu'une valeur de 3nF, il est encore trop grand pour être intégré et c'est donc un composant extérieur. Le condensateur 30, qui sert de 35 pompe de charge, comme on le verra ciaprès, est

suffisamment petit pour être intégré.

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La broche ALERT, en bas et & gauche de la fig. 2A, est utilisée pour activer un cristal piézoélectrique qui sert d'alarme sonore. Le circuit ALERT n'a pas d'incidence sur la présente invention et il n'a été 5 représenté que parce qu'il fait partie du circuit intégré. Dans la pratique, le patient entend un "bip" et il est ainsi prévenu qu'il doit consulter. Le médecin programme le microprocesseur de telle sorte qu'il déclenche l'alarme dans des conditions spécifiées. Pour 10 faire résonner effectivement l'alarme, le microprocesseur

actionne alternativement les interrupteurs SW21 et SW22.

Dans la forme de réalisation de l'invention décrite à titre d'illustration, c'est la tension O_TNK au noeud 24 qui active effectivement le cristal. Sur la figure 3, on 15 peut voir que quand la broche ALERT doit être mise au niveau haut, l'interrupteur SW21 est fermé et que quand elle doit être mise au niveau bas, l'interrupteur SW22 est fermé de telle sorte que la broche puisse être reliée -à la masse du circuit. L'interrupteur 1 est fermé'pendant 20 la séquence d'alerte; le bottier est mis à la masse et, en conséquence, le trajet de retour pour le courant passe par le boîtier. Tous les autres interrupteurs (à l'exception des interrupteurs SWll, SW13, SWi7 et SW18 dont il sera question ci-après) sont ouverts; dans le 25 tableau de la fig. 3, l'absence d'une lettre de code

signifie que l'interrupteur correspondant est ouvert.

En ce qui concerne le tableau de la fig. 3 lui-même,

on comprendra les états des interrupteurs qui sont représentés au fur et à mesure de la description du 30 fonctionnement détaillé du système. Toutefois, avant de

considérer le circuit dans ses détails, il convient d'apprécier les différents modes de fonctionnement. Le mode de fonctionnement en ECG représente la détection classique. Le mode silence représente l'état des 35 interrupteurs pendant le temps o la détection est invalidée à la suite d'un cycle d'impulsion de stimulation. Les quatre phases d'une impulsion de stimulation, telles que représentées sur la fig. 4, figurent 5 séparément dans le tableau de la fig. 3 - pré-charge,

impulsion de stimulation, post-charge active et silence.

Il est vrai que l'amplificateur de détection est invalidé pendant l'émission d'une impulsion de stimulation, mais les entrées du tableau pour le mode silence ne 10 s'appliquent que quand les autres entrées ne s'appliquent pas, par exemple quand-la détection doit être inhibée,

même en l'absence de stimulation cardiaque.

Le mode de fonctionnement post-charge passive n'est pas utilisé couramment. Dans le cas toutefois o une 15 post-charge active n'est pas désirée, la post-charge passive peut être utilisée, comme on le verra ultérieurement, Les modes de fonctionnement commande d'alarme au niveau haut et commande d'alarme au niveau bas ont déjà 20 été décrits. Les deux derniers modes sont semblables et n'ont rien à voir avec les fonctions de détection. Par exemple, un détecteur associé à la respiration du patient peut être interrogé périodiquement, par exemple dix fois par seconde (cf. la demande de brevet n' de série 787 25 125, intitulée "Metabolic-Demand Pacemaker", déposée le

octobre 1985). Deux modes de fonctionnement différents sont présentés dans le tableau de la fig. 3, car la commande pour le détecteur peut s'effectuer à travers le boîtier ou à travers l'anneau, et l'un des interrupteurs 30 1 ou 2 est fermé à cet effet.

Pour en revenir.à la description genérale du circuit

des fig. 2A et 2B, le réseau de résistances à gauche de la fig. 2B est un réseau standard du type à échelons R2R, avec des pondérations binaires standard. Le réseau 35 sert d'atténuateur et il commande donc la sensibilité de détection. Un registre à 8 bits (non représenté) est

réglé par le microprocesseur pour régler la sensibilité et les positions des 8 interrupteurs du réseau à échelons R-2R sont commandées par les bits dans ce registre. La sensibilité peut être programmée par le médecin ou elle 5 peut être réglée automatiquement par le microprocesseur.

D'une manière générale, si la sensibilité est trop basse, un battement cardiaque peut ne pas être détecté; si la sensibilité est trop élevée, un bruit peut être interprété par erreur comme un battement cardiaque. Le 10 réglage automatique de la sensibilité n'a pas d'incidence -sur la présente invention et l'atténuateur de la fig. 2B n'a été représenté que parce qu'il est dans le circuit

intégré dans lequel la présente invention est réalisée.

Sur la fig. 2B, il y a trois condensateurs 54, 56, 60 15 et une résistance 58 qui sont tous des composants

extérieurs. Ces éléments sont montés entre trois broches, PCXP_IN (entrée positive du comparateur), NCKPIN (entrée négative du comparateur) et FILIN (entrée du filtre).

Ces quatre composants sont décrits dans une demande 20 parallèle intitulée "Combined Pacemaker Delta Modulator and Bandpass Filter" et déposée & lamêmne date que la présente. Les quatre composants et l'impédance de sortie de l'atténuateur ont la fonction d'un filtre passe- bande standard, tel qu'on en trouve ordinairement dans un 25 amplificateur de détection de stimulateur cardiaque, et

ils sont aussi au coeur d'un modulateur delta. Les condensateurs sont extérieurs, car ils sont trop grands pour être intégrés. La résistance 58 est également un composant extérieur, car cela permet un meilleur contrôle 30 de sa valeur.

Dans la forme de réalisation de l'invention décrite a titre d'illustration, il est fait usage d'une forme de modulation delta. Le signal de sortie Q d'un multivibrateur bistable 52, reliée au noeud ANGLCY, est 35 un signal à deux niveaux qui est dérivé du signal sur le conducteur de pointe, après atténuation par le réseau à échelons R-2R. Le signal d'entrée est appliqué à l'entrée positive du comparateur 50. La séquence de sortie suit-le signal d'entrée, en ce sens que le signal de sortie représente un 1 lorsque le signal d'entrée est croissant 5 et qu'il représente un O quand le signal d'entrée est décroissant. Lorsque le signal d'entrée ne varie pas, les bits de sortie alternent de valeur. La technique de la modulation delta en général est décrite dans le brevet US n' 4 466 440 (Money et al.), délivré le 21 août 1984. On 10 se référera aussi aux brevets (Money et al.) n' 4 448 196 délivré le 15 mai 1984, n' 4 509 529 délivré le 9 avril

1985 et n' 4 52? 133 délivré le 2 Juillet 1985.

Le signal d'entrée qui a été traité par un modulateur delta peut être reconstitué en faisant en sorte qu'un pas 15 ou discontinuité soit introduit pour - chaque bit- échantillon, le sens du pas dépendant de la valeur du

bit-échantillon. Tant que le modulateur delta fonctionne à une vitesse assez rapide, le signal reconstitué suivra le signal d'entrée. Avant d'en venir à une description de 20 la présente invention, on décrira le modulateur delta

représenté sur la fig. 2B.

Le coeur du modulateur delta est le comparateur 50, le multivibrateur bistable 52 et deux sources de courant de polarités opposées 38 et 40, montées entre les 25 alimentations de tension positive et négative. Les signaux de sortie du multivibrateur bistable commandent des interrupteurs 46 et 48 (bien que cela n'ait pas été représenté, il est possible d'invalider les deux interrupteurs en intercalant une porte de commande dans 30 les lignes 42 et 44; ces lignes ne sont que symboliques et représentent la commande du multivibrateur bistable sur les portes 46 et 48). Lorsque l'interrupteur 46 est fermé, un courant passe vers le haut a travers la source de courant constant 38; lorsque l'interrupteur 48 est

fermé, un courant passe vers ie bas a travers la sourcede courant constant 40.

On comprendra parfaitement le fonctionnement d'un modulateur delta en considérant d'abord un circuit différent, dans lequel le signal d'entrée en provenance de l'atténuateur est appliqué à travers le condensateur 5 54 à l'entrée négative du comparateur 50, comme représenté, mais dans lequel l'entrée positive du comparateur est connectée à un potentiel de référence et est par ailleurs déconnectée du circuit. On supposera par exemple que le signal d'entrée commence par décroître à 10 partir d'un certain niveau de repos. Cela tend à faire

tomber le potentiel à l'entrée négative du comparateur et le signal de sortie du comparateur passe au niveau haut.

L'entrée D du multivibrateur bistable 52 est donc au niveau haut et l'impulsion d'horloge de 32kHz ou 32K 15 suivante fait que le signal de sortie Q du multivibrateur bistable passe au niveau haut. L'interrupteur 48 se ferme et un courant passe à partir de la source 40 vers la gauche à travers le condensateur 54. Cela tend à ramener le potentiel à l'entrée négative du comparateur au niveau 20 de référence. De façon similaire, l'interrupteur 46 se

ferme pour commander un passage de courant de gauche à droite à travers le condensateur lorsque le signal d'entrée croît à partir d'un niveau de repos et le signal de sortie du comparateur 50 passe au niveau bas pour 25 remettre en l'état initial le multivibrateur bistable 52.

L'état du multivibrateur bistable est commandé selon le bit-échantillon de courant. Etant donné que les deux signaux de sortie du multivibrateur bistable commandent les passages de courant à partir des sources de courant 30 respectives, non seulement le signal de sortie du comparateur represente un bit-échantillon indiquant de quelle manière varie le signal d'entrée, mais il commande

aussi les sources de courant de la façon requise.

L'entrée négative du comparateur est une masse 35 virtuelle. Elle est maintenue par l'effet de contreréaction à la valeur du potentiel de référence connecté à l'entrée positive du comparateur. Le condensateur 54 est chargé et déchargé par les sources de courant de telle manière qu'il soit ajouté, au potentiel & la sortie de l'atténuateur, ou qu'il en soit soustrait un potentiel de 5 condensateur tel que le niveau résultant & l'entrée négative du comparateur soit égal au potentiel de référence. Si un état stable a été atteint, avec l'apparition de bits-échantillons O et 1 alternant au noeud de sortie ANGL_CMP, et s'il se produit ensuite une 10 variation brusque du potentiel à la sortie de l'atténuateur, un certain nombre de bits-échantillons de la même valeur seront produits jusqu'à ce que le condensateur se soit chargé ou déchargé dans une mesure qui compense la variation à la sortie de l'atténuateur. 15 Le nombre de bits-échantillons de valeur constante à la sortie du modulateur delta représente donc la grandeur de la variation du signal d'entrée, la valeur des bits de

sortie représentant le sens de la variation.

Toutefois, au lieu de connecter l'entrée positive à 20 un potentiel de référence conme il vient d'être décrit, l'entrée positive du comparateur est ici connectée à l'entrée. De même, les condensateurs 56, 60 et la résistance 58 sont ici montés entre les entrées du comparateur. La plupart des stimulateurs cardiaques et 25 des amplificateurs de détection comportent un filtre passe-bande se composant de deux condensateurs et de deux résistances. Mais le filtre passe-bande typique contient aussi un amplificateur. Afin de parvenir à une valeur Q du filtre supérieure à 1, ou bien il faut utiliser des 30 bobines d'induction, ou bien un amplificateur est nécessaire. Un modulateur delta exige aussi un amplificateur et un condensateur. En ce qui concerne le circuit de la fig. 2E, il n'y a pas d'économies de composants, puisqu'un modulateur delta (exigeant un 35 condensateur) et un filtre (exigeant deux condensateurs et deux résistances) exigeront toujours le même nombre de

composants représentés sur le dessin - trois condensateurs et deux résistances. L'économie réside dans l'utilisation d'un seul amplificateur, le comparateur 50, à la place des deux qui seraient nécessaires autrement 5 l'un pour le modulateur delta et l'autre pour le filtre.

L'avantage principal de réaliser les deux fonctions de modulateur delta et de filtre en utilisant un seul composant actif est qu'il y a besoin de moins de puissance pour faire fonctionner le stimulateur 10 cardiaque.

En ce qui concerne le modulateur delta, les détails de son fonctionnement ne sont pas nécessaires pour que l'on comprenne la présente invention. En fait, le circuit de la fig. 2B peut être considéré, -en termes généraux, 15 comme comprenant un atténuateur suivi d'un modulateur delta. Tout ce qu'il y a à connaître du circuit est que les interrupteurs SW19 et SW20 sont tous deux ouverts à tous les moments autres que pendant la détection, comme indiqué dans le tableau de la fig. 3. S'il en est.ainsi, 20 c'est pour éviter une variation de la tension à travers les condensateurs, le modulateur delta servant ainsi de circuit d'échantillonnage et de maintien pendant le silence et à n'importe quel autre moment o l'activité qui doit se produire est autre que la détection standard. 25 Ce qui se passe pendant le mode de fonctionnement en ECG est représenté sur la fig. 5, On a suivi le format de la fig. 5 sur les autres figures. Seuls sont représentés les composants qui sont importants pour une compréhension de l'opération décrite (pour plus de simplicité, le 30 modulateur delta lui-même est représenté comme ayant un seul interrupteur pour la connexion.de l'une ou l'autre des sources de courant au condensateur 54. De méme, l'atténuateur à gauche de la fig. 2B est représenté sous forme d'un bloc 36 sur la fig. 5). En ce qui concerne les 35 broches CASE et RING ("boîtier" et "anneau") de la fig. 2A, elles sont représentées sous une forme differente sur I la fig. 5. L'une d'elles sert d'anode et l'autre est ce qu'on peut appeler une "anode inutilisée". Le boîtier ou l'anneau est l'anode dans chaque cas, selon les positions des interrupteurs SW3 et SW4. En se référant à la fig. 3, 5 on notera que pendant le fonctionnement en ECG, les deux interrupteurs SW1 et SW2 sont ouverts. De même, les deux interrupteurs SW5 et SW6 sont fermés. Comme oh le voit sur la fig. 2A, chacune des deux anodes-possibles est donc reliée par l'intermédiaire d'une résistance de 200 10 kohms ou 200K à la masse de référence. Celle des deux anodes qui est connectée à la broche PA_REF dépend de celui des interrupteurs SW3 et SW4 qui est fermé. Comme le montre la fig. 3, dans le cas de la détection unipolaire, dans lequel le boîtier sert d'anode, 15 l'interrupteur SW3 est fermé et l'interrupteur SW4 est ouvert. D'autre part, en cas de détection bipolaire, l'interrupteur SW4 est fermé et l'interrupteur SW3 est ouvert. Dans un cas comme dans l'autre, l'anode effective est reliée par l'intermédiaire d'une résistance de 200K à 20 la masse de référence et au condensateur 20. Cette résistance de 200K et la résistance de 200K connectée à la broche de pointe 28 sur la fig. 2A empêchent une déviation de plus de quelques mV des électrodes par

rapport au potentiel de la masse.

L'amplificateur opérationnel 22 est monté comme un circuit différentiel standard avec un condensateur de couplage en courant alternatif 20, mais avec une différence importante. Du fait de la résistance de 3Mohms ou 3M montée entre la sortie de l'amplificateur et son 30 entrée négative et de la disposition d'une résistance de lOOkohms ou 100K. à cette entree, le gain de l'amplificateur est de 30. De façon semblable, l'entrée positive de 'amplificateur est munie d'une résistance de lOOK et d'une résistance de 3M reliée à la masse. Avec 35 cette disposition standard, si la même variation de potentiel se produit à l'extrémité gauche de chacune des

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résistances de 100K, il n'y aura pas de variation du signal de sortie de l'amplificateur. Ce qui est inhabituel au sujet du circuit de la fig. 5, c'est la résistance de 3X qui est montée entre la broche PACE et 5 le condensateur 20. Il existe une certaine tension offset entre les entrées positive et négative de l'amplificateur opérationnel 22. Un courant passe vers le haut à travers le condensateur 26 sur la fig. 5 Jusqu'à ce que le condensateur se charge à cette tension offset (en fait, 10 le condensateur se charge à la tension offset plus 1/31 -fois la tension de pointe en raison du rapport de diviseur de fréquence des résistances connectées à l'entrée positive. Un potentiel de 1/31 de la tension de pointe est typiquement de quelques iV et il peut être 15 ignoré). La raison du maintien de la tension offset aux

bornes du condensateur apparaitra ci-après.

En dehors de cette connexion inhabituelle du condensateur 26, le fonctionnement du circuit va relativement de soi. Un circuit amplificateur 20 différentiel est utilisé pour obtenir un signal d'électrocardiogramme qui est ensuite atténué; après atténuation, le modulateur delta agit sur le signal d'une manière qui, en ce qui concerne la présente invention,

est classique.

On notera que d'après le tableau de la fig. 3, l'interrupteur 11 est fermé pendant le fonctionnement en ECG; cela permet que la pointe soit connectée à l'entrée positive de l'amplificateur opérationnel 22, ce qui fait que la détection peut avoir lieu. L'interrupteur SW13 est 30 fermé pour connecter le condensateur à rampe 32 a la masse de référence. Cela est représenté sur la fig. 5. Le condensateur est maintenu déchargé en preparation de la production d'une rampe qui commandera a son tour la forme de l'impulsion de pré-charge. Les interrupteurs SW17 et SW18 sont fermés l'un et l'autre, ce qui fait que le condensateur 30 est connecté entre la masse de référence et le potentiel O_TNK. Le condensateur 30 sert de pompe de charge, comme on le verra ci-après, et il est initialement maintenu au potentiel OTNK Jusqu'à ce qu'il

doive intervenir.

D'après le tableau de la fig. 3, le mode de fonctionnement suivant est le mode silence et ce mode est illustré par la fig. 6. Par le fait que l'interrupteur SW19 est ouvert, le modulateur delta est effectivement déconnecté de l'atténuateur. Par le fait que 10 l'interrupteur SW20 est ouvert, les potentiels des condensateurs du modulateur delta sont simplement maintenus. On notera que ni l'une, ni l'autre des sources de courant 38 et 40 n'est représentée comme étant connectée au condensateur 54 pendant le silence. Bien que 15 le multivibrateur bistable 52 continue à recevoir les

signaux d'horloge, ni l'une ni l'autre des sources de courant n'est connectée au condensateur (rappelons qu'à propos des lignes de commande 42 et 44 de la fig. 2B, il a été mentionné que les deux interrupteurs, 46 et 48 20 pouvaient être maintenus ouverts).

Bien que le dessin de la fig. 6 soit destiné à montrer ce qui arrive pendant le silence, les connexions d'anode sont désignées de manière à dépeindre aussi les modes alarme et détecteur. Pendant le silence, tous les 25 interrupteurs SW1 à SW6 sont ouverts et, par conséquent,

les deux anodes possibles sont déconnectées du circuit.

Selon qu'un conducteur unipolaire ou bipolaire est utilisé, l'une des deux anodes possibles est tout à fait déconnectée. Mais même l'autre anode est aussi 30 déconnectée lors du silence de détection. L'indication "ou autre canal" dans la légende accompagnant l'anode en service veut dire que dans le cas o un stimulateur cardiaque bicavitaire est construit suivant les principes de l'invention, l'anode associée à l'une des cavités est 35 mise sous silence, même lorsque l'autre canal est stimulé. La légende de l'anode sur la fig. 6 dit aussi que l'anode qui est utilisée est reliée & la masse pendant les fonctions alarme et détecteur. Cela résulte de ce que l'un des interrupteurs SW1 ou SW2 est fermé, comme indiqué dans le tableau de la fig. 3; un traJet de 5 retour pour le-courant utilisé pour la fonction alarme ou détecteur est ainsi fourni. (Pendant le mode alarme, l'interrupteur SW1 est fermé, ce qui fait que le retour de courant se fait par le boîtier. Le cristal piézoélectrique utilisé pour le signal sonore d'alarme 10 est monté sur le côté intérieur du boîtier et c'est la raison pour laquelle le boîtier est utilisé pour le retour du courant. En revanche, dans le mode détecteur, le trajet de retour peut passer par le boîtier ou l'anneau. On pourra se référer à la demande de brevet n' 15 78? 125 précitée. L'anneau est dans le coeur et

l'utilisation de l'anneau comme anode permet une meilleure mesure de très petit volume. En revanche, si tout ce qu'on désire est une mesure de la fréquence respiratoire, il est plus avantageux d'utiliser le 20 boîtier comme anode).

Pendant le silence, le condensateur à rampe 32 est toujours relié par ses deux extrémités à la masse de référence, et le potentiel O_TNK apparaît toujours à travers le condensateur de pompage 30. Lorsque le système 25 est mis au silence, les variations de potentiel à la

pointe se reflètent à la sortie de l'amplificateur 22.

Toutefois, elles n'ont pas d'effet sur le fonctionnement du système, puisque la détection est mise au silence. Le condensateur 26 reste chargé à la tension offset de 30 l'amplificateur 22.

Dans le cas ou un battement cardiaque n'est pas détecté à la fin de l'intervalle d'échappement classique, une impulsion de stimulation cardiaque est émise. Les trois phases de l'impulsion de stimulation sont 35 représentées sur la fig. 4. La premère phase est connue sous le nom de pré-charge et le circuit équivalent pendant cette étape de fonctionnement est représenté sur la fig. 7. D'après la fig. 2A et le tableau de la fig. 3, l'un des interrupteurs SW1 ou SW2 est fermé, ce qui fait que l'anode active est reliée à la masse. Par le fait que 5 l'interrupteur SW10 sur la fig. 2A est fermé, la résistance dans le trajet de réaction de l'amplificateur 22 est court-circuitée. C'est la raison pour laquelle la sortie de l'amplificateur 22 sur la% fig. 7 est connectée directement à l'entrée négative. L'interrupteur SW12 10 étant fermé, le condensateur à rampe 32 est connecté

entre l'entrée positive de l'amplificateur et la masse.

Comme l'indique aussi le tableau de la fig. 3, l'interrupteur SW14 est fermé, ce qui fait que le condensateur 26 est connecté à la sortie de 15 l'amplificateur. Pour comprendre la configuration de la fig. 7, il reste à considérer les interrupteurs SW15 à SW18. Comme indiqué dans le tableau de la fig. 3, les interrupteurs SW15 et S16 sont fermés lorsque les interrupteurs SWi7 et SW18 sont ouverts et vice-versa. 20 Les deux paires d'interrupteurs changent d'état sous la commande de l'horloge à 32K. Si l'on se réfère à la fig. 2A, on notera que quand les interrupteurs SW17 et SW18 sont fermés, le condensateur de pompage est connecté entre le potentiel O_TNK et la masse. Lorsque les 25 interrupteurs SW15 et SWl6. sont fermés, le condensateur est connecté entre l'entrée positive de l'amplificateur

et la sortie.

Lorsque le condensateur de pompage 30 est connecté entre la masse et le noeud O_TNK, le côté droit du 30 condensateur se charge négativement (O_TNK est un potentiel négatif>. Lorsque les différents interrupteurs sont dans l'état o le condensateur est connecté aux bornes de l'amplificateur differentiel comme le montre la fig. 7, l'amplificateur lui-même se comporte comme un 35 tampon à gain unitaire, par le fait que sa sortie est reliée à son entrée négative. Un courant passe à travers

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le condensateur 30 de droite à gauche et vers le bas à travers le condensateur & rampe 32 pour charger celui-ci positivement. Le courant décharge le condensateur de pompage 30 et charge le condensateur à rampe Jusqu'à ce 5 que le condensateur de pompage soit déchargé. Toute la charge du condensateur de pompage est transférée dans le condensateur à rampe. En supposant que le potentiel O_TNK est aux bornes d'un condensateur de 6,8 HF, la pleine tension est transférée au condensateur de pompage. Mais 10 le potentiel transféré au condensateur à rampe est inversement proportionnel aux capacitances relatives des condensateurs de pompage et à rampe. Avec les valeurs indiquées, chaque pas ou discontinuité de la rampe correspond à 1/300 du potentiel OTNK. Ces valeurs de 15 discontinuité restent pratiquement constantes. La pente de la rampe dépend à la fois de la fréquence à laquelle les pas sont appliqués, c'est-à-dire du signal d'horloge

à 32K, et de la valeur de discontinuité.

Le potentiel en rampe qui se développe à travers le 20 condensateur 32 est égalisé par l'amplificateur 22, ce qui fait qu'un potentiel positif est appliqué par l'intermédiaire du condensateur 26 à l'électrode de pointe. La durée de l'impulsion de pré-charge est déterminée par le microprocesseur. Pour chaque type de 25 conducteur, la période de précharge peut être déterminée par des essais de laboratoire; la capacitance de surface d'une électrode varie avec la matière dont elle est faite et avec le traitement subi par cette matière. L'impulsion de stimulation de la fig. 4 peut être appliquée sur tout 30 conducteur concerné vers une solution saline. Par reconversion de la séquence d'impulsions ANGL_CMP en un signal analogique, la durée de la pré-charge peut être réglée de manière a donner un potentiel minimal sur le conducteur à la suite de l'intervalle de post-charge de 8 35 ms qui sera décrit ci-après. La durée de post-charge est choisie arbitrairement a 8 ms, car cette valeur est suffisamment brève pour permettre la détection du signal suscité. Avec une durée de post-charge de 8.ms, une période de pré-charge typique est d'environ 3 ms (il est bien entendu que les différentes phases de la fig. 4 ne sont pas représentées à l'échelle). Dans le mode de fonctionnement de pré-charge, l'amplificateur opérationnel reproduit le potentiel en rampe qui se développe & travers le condensateur 32, mais il le fait avec une faible impédance de sortie, ce qui 10 fait qu'un courant est envoyé dans le conducteur de pointe. Le condensateur 26 doit être capable de résister à une tension inverse d'environ 3 V; avec une alimentation VDD de 2,8 V, la sortie maximale de l'amplificateur opérationnel est inférieure à 3 V. 15 Initialement, il y a un potentiel offset à travers le condensateur 26, comme on l'a décrit à propos de la fig.

5. Le potentiel offset peut être de l'une ou l'autre polarité. La tension à travers le condensateur peut changer de polarité tandis que le condensateur se charge 20 pendant la phase de pré-charge.

Avec un stimulateur cardiaque programmable, l'un des paramètres qu'un médecin peut être en mesure de régler est la durée de la pré-charge (bien que cela ne soit pas indiqué sur le dessin). Avec la télémétrie, le médecin 25 peut observer le signal d'électrocardiogramme qui est détecté. Le médecin peut réduire graduellement l'amplitude des impulsions de stimulation tandis qu'il observe le signal détecté, jusqu'à ce que l'interception de ces impulsions par le coeur disparaisse. A ce moment, 30 ce qu'il observe à la suite de la période de post-charge, c'est l'artefact qui est détecte 8 ms après l'émission d'une impulsion de stimulation. L'intervalle de précharge peut être alors reglé de telle maniere aue l'artefact soit reduit au minimum. Il est également 35 envisagé que la séquence entière puisse être automatisée de telle manière que le stimulateur cardiaque regle

automatiquement la durée de la période de pré-charge.

Comme on le verra, le circuit particulier de l'invention permet un équilibrage automatique des charges, quelle que soit l'amplitude des impulsions de stimulation cardiaque, 5 c'est-à-dire quelle que soit la grandeur du potentiel O_TNK. Mais ceci n'élimine pas de soi-même l'artefact faisant suite à la période de post-charge. Ce qui est nécessaire pour cela, c'est que les charges délivrées pendant les deux phases positives aient un rapport tel 10 que le potentiel à la source ponctuelle soit nul. On peut s'attendre à ce qu'il soit développé un Jour ou l'autre des mécanismes pour permettre au stimulateur cardiaque de régler automatiquement les niveaux de charge relatifs délivrés pendant les deux phases positives, pour 15 améliorer la détection d'un signal suscité à la suite de

la phase de post-charge.

Le fonctionnement du circuit pendant la phase du stimulus est représenté sur la fig. 8. En se référant au tableau de la fig. 3, on notera que l'interrupteur SW8 20 est maintenant fermé au lieu d'être ouvert et que

l'interrupteur SW14 est ouvert au lieu d'être fermé.

Comme on le voit sur la fig. 2A, l'ouverture de l'interrupteur SWi4 déconnecte la sortie de l'amplificateur opérationnel du conducteur de pointe et 25 la fermeture de l'interrupteur SW8 connecte au condensateur de sortie 26 le condensateur à travers lequel est développé le potentiel O_TNK. Le condensateur 26 se décharge alors pour produire l'impulsion de stimulation négative. Au cours de l'impulsion, le 30 condensateur se décharge légèrement, de façon connue en soi, et c'est pour cette raison que l'impulsion de stimulation negative sur la fig. 4 est representée avec une amplitude décroissante pendant sa durée d'environ 0,5 ms. Cette décroissance de l'amplitude de l'impulsion 35 pourrait être réduite au minimum par l'utilisation d'un condensateur plus grand que le condensateur classique de 6,8 pF qui est typiquement utilisé. Toutefois, un condensateur plus grand occuperait plus de volume. En outre, avec un condensateur plus grand, il faudrait plus longtemps pour modifier le potentiel O_TNK, au cas o le 5 microprocesseur décide que l'amplitude de l'impulsion de

stimulation cardiaque nécessite un changement.

On notera que les interrupteurs SW15 & SW18 produisent toujours une tension en rampe à travers le condensateur 32. Mais cela n'a absolument aucune 10 importance, puisque la sortie de l'amplificateur n'est

plus connectée à la broche PACE.

La phase de post-charge active est représentée sur la fig. 9. Là encore, l'interrupteur SW14 est fermé, ce qui fait que la sortie de l'amplificateur 22 commande le 15 conducteur de pointe. L'amplificateur est maintenant - utilisé pour produire la troisième phase, une impulsion positive, et la sortie de l'amplificateur doit être connectée à la broche PACE. L'interrupteur SW8 n'est plus fermé, ce qui fait que le potentiel OTNK ne commande 20 plus le conducteur de pointe. L'interrupteur SWll étant fermé, l'entrée positive de l'amplificateur est connectée au point de jonction des résistances de 3M et de lOOK, comme le montre la fig. 9. Enfin, les condensateurs 30 et 32 sont remis en l'état de repos, le condensateur à rampe 25 étant complètement déchargé et le potentiel O_TNK étant présent à travers le condensateur de pompage en préparation d'un autre cycle. C'est le circuit de la fig.

9 qui demande l'examen le plus attentif.

D'après le tableau de la fig. 3,- l'interrupteur 10 30 est fermé pendant la post-charge active, ce qui fait que la sortie de l'amplificateur 22 est connectée à l'entrée négative. L'interrupteur SW11 est fermé et, en conseécuence, la pointe est connectee par l'intermédiaire d'une résistance de 10iK à l'entrée positive de 35 l'amplificateur. Les autres interrupteurs qui sont fermés maintiennent à leurs niveaux de repos ies potentiels à travers les condensateurs 30 et 32. Le condensateur 26 impose un équilibrage des charges, comme le faisaient des condensateurs comparables dans l'état antérieur de la technique, en vertu du fait qu'il ne peut pas y avoir de 5 courant & passer à travers le condensateur et, par suite, & travers le conducteur de pointe (le condensateur est également un facteur de sécurité, par le fait qu'il empêche l'application d'un courant continu au coeur, chose qui serait autrement fatale dans le cas de certains 10 défauts de fonctionnement du circuit intégré). Dans l'état de la technique, afin d'accélérer la dissipation de charges accumulées dans les tissus du corps, le côté droit du condensateur 26 pouvait être relié à la masse à la suite de l'émission d'une impulsion de stimulation 15 négative. De fait, c'est précisément ce qui est représenté sur la fig. 10 pour ce qui est appelé postcharge passive. Dans le cas o une post-charge active n'est pas désirée, comme le montre le tableau de la fig. 3, l'interrupteur SW9 est fermé à la place de 20 l'interrupteur SW14. Comme on le voit sur la fig. 2A, il en résulte que le côté droit du condensateur 26 sur la fig. 10 est relié à la masse, et non à la sortie de l'amplificateur opérationnel 22 comme sur la fig. 9. En revanche, pendant la post-charge active, c'est la tension 25 à travers le condensateur qui pilote l'amplificateur opérationnel, non seulement pour décharger le condensateur, mais aussi pour dissiper les charges qui subsistent dans les tissus du corps.

Le côté gauche du condensateur est connecté, par 30 l'intermédiaire d'une résistance de lOOK, à l'entrée positive de l'amplificateur. La résistance est nécessaire à des fins de sécurité; elle limite le courant qui peut être délivré à l'électrode de pointe, même si l'entrée positive de l'amplificateur est court-circuitée pour 35 l'alimentation classique de 2, 8 V (le courant est en outre limité par les résistances de 200K qui relient les anodes & la masse & travers les interrupteurs SW5 et SW6 pendant le fonctionnement en ECG normal; les interrupteurs SW1 et SW2 sont délibérément maintenus ouverts de façon à ne pas court-circuiter le boîtier et 5 l'anneau à la masse). D'après la fig. 9, les résistances de 100 K et de 3M constituent un diviseur de tension tel que 30/31 de la tension du condensateur apparaissent entre les entrées de l'amplificateur opérationnel. La sortie de- l'amplificateur est excitée positivement et un 10 courant passe vers la gauche à travers le condensateur et le conducteur de pointe. La forme d'onde de courant est pratiquement indépendante de l'impédance du corps à

travers laquelle passe le courant.

La sortie de l'amplificateur opérationnel est 15 connectée au noeud PACE par l'interrupteur SW14, bien que cet interrupteur ne soit pas représenté sur le dessin de la fig. 9. Typiquement, l'interrupteur a une impédance d'environ 100 ohms. De même, l'impédance du corps, vue par l'électrode de pointe, est de l'ordre de quelques 20 centaines d'ohms (c'est la raison pour laquelle le flux de courant à travers le condensateur 26 pénètre dans le corps et non à travers la résistance de lOOK). Au début de la post-charge active, la tension au niveau du conducteur de pointe s'élève instantanément, comme le 25 montre la forme d'onde de la fig. 4; le pas effectif de potentiel dépend du rapport de l'impédance du corps à l'impédance de l'interrupteur. Comme le montre la fig. 4, le potentiel positif de crête au début de la phase de post-charge est légèrement plus élevé que la crête de la 30 rampe à la fin de la phase de pré-charge. Toutefois, selon le rapport des impédances et la grandeur de la charge délivrée pendant la phase de pré-charge, la crête de post-charge pourrait être inàrieure la crête de pré-charge. En tout cas, le courant qui passe pendant la phase de post-charge active pénètre du c-té drct du condensateur et sort du côté gauche. Le courant s'arrête de passer lorsqu'un état d'équilibre est atteint. A ce moment, le potentiel à travers le condensateur sera égal à la tension offset entre les deux entrées de l'amplificateur. 5 C'est exactement la même situation que celle qui a été décrite précédemment à propos du schéma de fonctionnement en ECG de la fig. 5. On rappellera que tandis que le système détecte l'activité cardiaque, le condensateur 26 est chargé au potentiel offset.. Cela veut dire qu'à la 10 fin de la phase de post-charge, le condensateur a une charge identique à celle qu'il avait juste avant la phase de pré- charge. Cela signifie à son tour que l'équilibre des charges a été réalisé. Fait plus important, l'équilibre des charges a été réalisé très rapidement, 15 car pendant le processus d'équilibrage, le potentiel à travers le condensateur fait que l'amplificateur pilote

activement le potentiel dans le sens opposé.

On notera qu'avec une impédance de 100 ohms pour l'interrupteur SW14, la constante de temps du circuit de 20 chargement, en tenant compte du fait que le condensateur 26 a une valeur de 6,8 pF, est seulement de 0,68 ms. Cela veut dire que bien avant la fin de la période de postcharge de 8 ms, l'équilibrage des charges est réalisé. En cas d'utilisation d'une postcharge passive, l'intervalle 25 de recharge est beaucoup plus long, de même que dans l'état antérieur de la technique. Typiquement, il faut 50 à 150 ms avant que la détection devienne fiable de nouveau. On comparera ces chiffres avec la période de post-charge active de 8 ms de l'invention. La plus grande 30 partie du potentiel suscité à la suite de l'émission

d'une impulsion de stimulation négative survient pendant les 30 premières millisecondes à la suite de l'impulsion de stimulation. Ainsi, l'application de l'invention permet de détecter la plus grande partie du potentiel 35 suscité.

Dans l'état de la technique, dans le contexte d'une seule impulsion positive prévue (à la suite de l'impulsion de stimulation négative), il a été suggéré de ramener un condensateur, tel que le côté droit du 5 condensateur 26, à une alimentation positive. Le problème dans ce cas est qu'il n'y a aucun moyen de savoir pendant combien de temps la connexion doit être maintenue. Il n'est pas suffisant de rendre égales en durée les phases des impulsions positive et négative, car l'impédance des 10 tissus du corps est généralement plus faible pendant la phase positive que pendant la phase négative; ainsi, les charges qui passeraient dans les deux sens tandis que le condensateur est connecté à deux alimentations ne seraient pas forcément égales et il faudrait plus de 15 temps pour que les charges restantes se dissipent. En revanche, d'après l'invention, une commande active est prévue pour commander l'équilibrage jusqu'à - et seulement jusqu'à - ce que l'équilibrage soit réalisé; le moment o la charge a été équilibrée est connu, car le 20 condensateur ne commande la phase de post-charge que

jusqu'à ce qu'il soit exactement dans le même état que celui dans lequel il était avant la phase de pré-charge.

Qui plus est, la phase de post-charge se produit alors qu'une petite constante de temps caractérise le circuit 25 de sortie, ce qui fait qu'une détection fiable peut reprendre bien avant que le potentiel suscité n'ait disparu. On comprendra maintenant pourquoi le condensateur 26 sur la fig. 5 est connecté dans la configuration plutôt 30 étrange indiquée précédemment. La configuration représentée sur.la fig. 5 garantit que le potentiel à travers le condensateur est égal au potentiel offset- de l'amplificateur 22. La seule raison pour développer ce potentiel à travers le condensateur pendant le 35 fonctionnement en ECG est que c'est le potentiel qui se

développe à travers le condensateur lorsque la post-

charge est achevée. Cette caractéristique n'est toutefois pas d'une importance décisive, en particulier si le potentiel offset de l'amplificateur opérationnel est faible. L'aspect le plus important de l'invention est 5 peut-être la disposition du condensateur de couplage standard dans le traJet de réaction de l'amplificateur opérationnel, ce qui fait que le condensateur est rapidement activé, la totalité du courant passant à travers le condensateur et le corps. De cette manière, le 10 courant d'activation cesse automatiquement lorsque le condensateur est revenu dans son état de repos et, par le fait que tout le courant passe à travers le corps, lorsque le corps est également revenu dans son état de repos. Une autre caractéristique importante de l'invention est que le courant de pré-charge varie avec la grandeur du potentiel OTNK et qu'il en va de même de l'amplitude de l'impulsion de stimulation. Comme on l'a vu précédemment à propos du dessin de la fig. 7 concernant 20 la pré-charge, le potentiel OTNK détermine l'amplitude de l'impulsion de pré- charge. De même, comme on l'a vu à propos du dessin de la fig 8 concernant l'impulsion de stimulation et de la forme d'onde de la fig. 4, le potentiel O_TNK détermine l'amplitude de l'impulsion de 25 stimulation négative. Ainsi, le fait de faire varier le potentiel OTNK n'affecte pas du tout l'équilibrage des charges. La charge délivrée pendant la phase de precharge est proportionnelle à la charge délivrée pendant l'impulsion de stimulation.. En général, il est 30 suffisant que les charges soient pratiquement -proportionnelles l'une à l'autre, c'est-à-dire que les deux charges soient proportionnelles l'une à l'autre dans les limites de 10 %. Comme on l'a décrit précédemment, pour qu'une détection fiable se produise très vite après 35 ''impulsion de stimulation négative, ii ne sufffit pas que la charge nette soit nulle. Ce qui est également important, ce sont les quantités relatives de charge dans les deux fronts d'onde positifs. Celles-ci sont fonction du réglage dans le temps des trois phases de chaque cycle. La durée de l'impulsion de pré-charge est. 5 commandée pour rendre maximales les performances. Par la

suite, les rapports de charge et de réglage dans le.temps ne seront pas affectés par un changement du potentiel O_TNK, car ce potentiel détermine de façon proportionnelle les charges délivrées pendant les deux 10 premières phases.

L'invention est également applicable à des impulsions en deux phases, au cas o il y a une impulsion de postcharge active, mais pas d'impulsion de pré-charge. Dans l'état de la technique, la charge délivrée pendant la 15 période de post-charge était dépendante de l'impédance du corps. Du fait que l'impédance du corps varie, l'équilibre des charges ne pouvait pas être commandé pendant la période active. Le condensateur de couplage pouvait toujours assurer l'équilibrage des charges, mais 20 un temps plus long était nécessaire pour cela, car il n'y avait aucun moyen pour que le circuit sache exactement quand mettre fin à la post-charge active, c'està-dire quand l'équilibrage des charges était achevé. En revanche, dans le circuit de la présente invention, même 25 en l'absence d'une impulsion de pré-charge, la postcharge active persiste jusqu'à et seulement jusqu'à ce que l'équilibre des charges soit réalisé - quelle que

soit pratiquement l'impédance du corps.

L'invention a été décrite à propos d'une forme de 30 réalisation particulière, mais il est bien entendu que cette forme de réalisation n'est qu'une illustration de l'application des principes de l'invention. De nombreuses modifications peuvent y être apportées et d'autres dispositions peuvent être imaginées sans que l'on 35 s'écarte pour autant de l'esprit et de la portée de l'invention. RkVENL!,CATIONS 1.- Circuit génerateur d'impulsions de stimulation pour stimulateur cardiaque, caractérise en ce qu'il comprend une électrode (CASE,RING), un condensateur de couplage (26) et des moyens pour commander un cycle 5 d'impulsion de stimulation isole qui contiennent des moyens -.pour provoquer le passage d'un courant de stimulation négatif vers l'électrode à travers le condensateur <26) et des moyens, pilotes par la tension du condensateur, pour appliquer ensuite un courant 10 positif a l'électrode a travers le condensateur (26) jusqu'à ce que la tension du condensateur revienne à sa valeur avant le debut du cycle de stimulation isolé, ces moyens d'application de courant positif agissant de manière a appliquer un courant qui est fonction de la 15 tension du condensateur (26), mais qui est pratiquement indépendant de l'imzedance de charge du corps à laquelle

electrode est couplee.

2.- Circuit selon la revendication 1, caracterise en ce qu'il comporte en outre des moyens pour produire un 20 passage de courant positif a travers le condensateur (26) et l'électrode immediatemer.n avant le passage du courant

de stimulation négatif.

3.- Circuit selon la revendication 2, caracterisé en ce que la charge nette délivree à l'électrode est nulle 25 pendant chaque cycle de fonctionnement 4.- Circuit selon la revendication 3, caracterisé en ce qu'il comprend en outre des moyens pour faire varier l'amplitude du courant de stimulation negatif et des moyens pour commander la charge positive délivrée 5 immédiatement avant le passage du courant de stimulation nègatif de telle maniere qu'elle soit sensiblement proportionnelle a la charge negative délivree pendant le passage du courant de stimiulation négatif, indépendamment

de ladite amplitude.

5.- Circuit selon la revendication 4, caractérise en ce que le passage de courant positif immediatement avant le passage du courant de stimulation négatif est sous la

forme d'une forme d'onde en rampe.

6.- Circuit selon la revendication 5, caractérisé en 15 ce que l'amplitude de la forme d'onde en rampe et l'amplitude du courant de stimulation négatif sont sensiblement proportionnelles l'une à l'autre, et la durée de la forme d'onde en rampe est telle que le potentiel résiduel au niveau de l'électrode soit réduit 20 au minimum après que ledit courant positif faisant suite

audit courant négatif a été applique.

7.- Circuit selon la revendication 5, caracterise en ce que l'amplitude de la forme d'onde en rampe. et l'amplitude du courant de stimulation negatif sont 25 sensiblement proportionnelies l'une à l'autre, et la durée de la forme d'onde en rampe est telle que le potentiel résiduel au niveau de i'electrode, imméediatement apres que ledit courant positif faisant suite audit courant negatif a été appliqué, soit 30 suffisamment faible pour permettre une détection fiable, au niveau de l'electrode, d'un signal de battement

cardiaque suscite par ie courant de stimulation négatif.

3.- Circuit selon la revendication 4, caractérise en ce que le rapport des charges delivrees a ''électrode 35 avant et apres Le courant de stimulation negatif est tel que le potentiel residuel au niveau de l'électrode,

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immediatement apres que ledit courant positif faisant suite audit courant négatif a ete applique, soit suffisamment faible pour permettre une détection fiable, au niveau de l'électrode, d'un signal de battement cardiaque suscite par le courant de stimulation négatif. 9.- Circuit selon la revendication 3, caractérise en ce que les moyens d'application du courant positif contiennent un amplificateur opérationnel (22) dans le trajet de contre-reaction duquel est monte ledit 10 condensateur (26), cet amplificateur opérationnel produisant le passage d'un courant positif jusqu'à ce que la tension du condensateur (26) soit suffisamment reduite pour que soit supporté le potentiel offset qui apparaît

entre les entrées de l'amplificateur operationnel (22).

10.- Circuit selon la revendication 9, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens pour commander l'amplificateur opérationnel (22) de telle manière qu'il remplisse la fonction d'amplificateur de détection, et des moyens agissant pendant que l'amplificateur femplit -20 la fonction d'amplificateur de détection pour développer simultanément, à travers le condensateur (26), un potentiel oui est egal au potentiel qui apparait à travers ce condensateur (26) à la fin du passage dudit

courant positif faisant suite audit courant négatif.

11.- Circuit selon la revendication 3, caractérisé en ce que les moyens d'application du courant positif contiennent un amplificateur operationnel (22) dans le

trajet de réaction duquel est monte ledit condensateur.

12.- Circuit selon la revendication 11, caracterise 30 en ce qu'ilcomprend en outre des moyens pour commander l'amplificateur opérationnel (22) de telle manière qu'il

remzlisse la fonction d'amplificateur de detection.

1i.- Circuit selon la revendication 12, caracterise en ce qu'il comprend en outre des moyens agissant pendant 35 que l'amplificateur (22) remplit la fonction d'amplificateur de détection pour développer, a travers

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le condensateur (26), un potentiel qui est égal au potentiel qui subsiste à travers ce condensateui- (26) à la fin du passage dudit courant positif appliqué apres

ledit courant de stimulation négatif.

14.- Circuit selon la revendication 13, caracterise en ce que ledit courant négatif et lesdits courants positifs ont des rapports d'amplitude et de temps tels que le potentiel résiduel au niveau dé l'électrode, immediatement après que ledit courant positif faisant 10 suite audit courant negatif a étée applique, soit suffisamment faible pou-r permettre une detection fiable, au niveau de l'électrode, d'un signal de battement

cardiaque suscite par le courant de stimulation négatif.

15.- Circuit selon la revendication $, caractérise 15 en ce que ledit courant négatif et lesdits courants positifs ont des rapports d'amplitude et de temps tels que le potentiel résiduel au niveau de l'electrode, immédiatement après que ledit courant positif faisant suite audit courant négatif a éte appliqué, soit 20 suffisamment faible pour permettre une détection fiable, au niveau de l'électrode, d'un signal de battement

cardiaque suscité par le courant de stimulation négatif.

16.- Circuit selon la revendication 1, caracterise en ce que les moyens d'application du courant positif 25 contiennent un amplificateur opérationnel (22) dans le trajet de réaction duquel est monte ledit condensateur {26), cet amplificateur operati.onnel produisant le passage d'un courant positif jusqu'à ce que la tension du condensateur (26) soit suffisamment réduite pour que soit 30 supporté le potentiel offset qui apparait entre les

entrées de i'amplificateur opérationne-.

t7.- Circuit selon -a revendication 16, caractérise en ce qu'il comprend en outre des movens pour commander l'amplificateur opérationnel (22). de teile maniere qu'il 35 remplisse la fonction d'amplificateur de détection, et des moyens agissant pendant que l'amplificateur remplit

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la fonction d'amp'ificateur de détection pour developper simultanement, & travers le condensateur (26), un potentiel qui est egal au potentiel qui apparaît a travers ce condensateur à la fin du passage dudit courant 5 positif appliqué apres ledit courant de stimulation négatif. 18.- Circuit selon la revendication 1, caractérisé en

ce que les moyens d'application du courant positif contiennent un amplificateur operationnel (22) dans le 10 trajet de réaction duquel est monte ledit condensateur.

19.- Circuit selon la revendication 1i, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens pour commander l'amplificateur operationnel (22) de telle maniere qu'il

remplisse la fonction d'amplificateur de détection.

20.- Circuit selon la revendication 19, caractérise en ce qu'il comprend en outre des moyens agissant pendant que l'amplificateur remplit la fonction d'amplificateur de détection pour développer, a travers le condensateur <26), un potentiel Gui est égal au potentiel qui subsiste 20 à travers ce condensateur à la fin du passage dudit courant positif appliqué apres led t courant de

stimulation négatif.

21.- Circuit genérateur d'impulsions de stimulation pour stimulateur cardiaque, caractérisé en ce qu'il 25 copmprend une électrode (CASE,RING), un condensateur de couplage (26) et des moyens pour commander un cycle d'impulsion de stimulation isole qui contiennent des moyens pour creer le passage d'un courant positif à travers le condensateur (26) et l'éelecrode, des moyens 30 pour provoquer le passage d'un c-urant de stimulation neégatif vers là'ôectrode a travers le condensateur (26) et des moyens, iotes par la tension du condensateur, pour appliquer ensuite un courant positif a ' electrode a travers le condensateur jusqu'a ce que La tension du 35 condensateur revienne a sa valeur avant le debut du cycle de stimulation is:;e, des moyens pour faire varier 40. l'amplitude du courant de stimulation negatif et des moyens pour commander l'amplitude dudit passage de courant positif, immediatement avant le passage du courant de stimulation négatif, de telle manière qu'elle 5 soit sensiblement proportionnelle à l'amplitude du courant de stimulation négatif, quelle que soit cette amplitude. 22.- Circuit selon la revendication 21, caractérise en ce que le passage de courant positif immédiatement 10 avant le passage du courant de stimulation négatif est

sous la forme d'une forme d'onde en rampe.

23.- Circuit selon la revendication 22, caractérise en ce que l'amplitude de la forme d'onde en rampe et l'amplitude du courant de stimulation négatif sonz 15 sensiblement proportionnelles l'une à l'autre, et la durée de la forme d'onde en rampe est telle que le potentiel résiduel au niveau de l'électrode soit reduit au minimum après que ledit courant positif a été applique

après ledit courant de stimulation négatif.

24.- Circuit selon la revendication 22, caractérise en ce que l'amplitude de la forme d'onde en rampe et l'amplitude du courant de stimulation négatif sont sensiblement proportionnelles l'une a l'autre, et la durée de la forme d'onde en rampe est telle que le 25 potentiel residuel au niveau de l'électrode,

* immédiatement apres que ledit courant positif faisant suite audit courant negatif a été applique, soit suffisamment faible pour permettre une detection fiable, au niveau de i'électrode, d'un signal de battement 30 cardiaque suscite par le courant de stimulation negatif.

25.- Circuit selon la revendication 21, caracterise en ce que le rapport des charges délivrees à l'électrzde avant et apres le courant de stimulation négatif esn tel que le potentiel residuel au niveau de i'électrode, 35 immédiatement atres cue ledit courant zositif faisant suite audit courant négatif a ete applique, si-t

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suffisanmment faible pour permettre une détection fiable, au niveau de l'électrode, d'un signal de battement

cardiaque suscite par le courant de stimulation négatif.

26.- Circuit selon la revendication 21, caractérisé 5 en ce que les moyens d'application du courant positif contiennent un amplificateur opérationnel (22) dans le trajet de contre-réaction duquel est monté ledit condensateur. 27.- Circuit selon la revendication 26, caractérise 10 en ce qu'il comprend en outre des moyens pour commander i'amplificateur operationnel (22) de telle manière qu'il remplisse la fonction d'amplificateur de détection, et des moyens agissant pendant que l'amplificateur remplit la fonction d'amplificateur de détection pour développer 15 simultanément, à travers le condensateur, un potentiel qui est égal au potentiel qui apparaît à travers ce condensateur à la fin du passage dudit courant positif

appliqué après ledit courant négatif.

28.- Circuit selon la revendication 21, caractérise 20 en ce que ledit courant negatif et lesdits courants positifs ont des rapports d'amplitude et de temps tels que le potentiel résiduel au niveau de l'électrode, immédiatement après que ledit courant positif faisant suite audit courant négatif a été appliqué, soit 25 suffisamment faible Dour permettre une detection fiable, au niveau de i'electrode, d'un signal de battement

cardiacue suscite -ar le courant de stimulation négatif.

29.- Procède pour reduire au minimum le potentiel résiduel au niveau d'une électrode de stimulation 30 cardiaàue à la suite de ''emission d'une impulsion de timulation cardiaque, caracter-se en ce qu'il comprend les opérations consistant: a, a utiliser un amplificateur differentiel pour detecter i'activite cardiaque par couplage des électrodes d3es stimulation et de référence du stimulateur cardiaque aux entrées de cet amplificateur différentiel, <b) pendant la detection de l'activité cardiaque, a maintenir, à travers un condensateur couplé à l'électrode de stimulation, une tension de repos qui est égale à la tension offset de l'amplificateur différentiel et (c) à émettre une impulsion de stimulation en trois phases, dont la première et la troisième phases sont d'une polarité et dont la deuxième phase est de l'autre polarite, (i) la première phase et la deuxieme phase étant 10 délivrées à travers le condensateur et ayant des valeurs de tension qui sont sensiblement proportionnelles l'une a l'autre, la première phase débutant par la tension de repos à travers le condensateur, et (ii) la troisième phase faisant intervenir 15 l'utilisation de la tension à travers le condensateur pour commander un courant à travers le condensateur et l'électrode de stimulation jusqu'à ce que la tension a

travers le condensateur soit égale a la tension de repos.

O30.- Procéde selon la revendication 29, caractérise 20 en ce que la premiere phase est délivrée sous la forme

d'une rampe.

31.- Procédé selon la revendication 30, caractérise en ce qu'il comprend en outre l'opération consistant a faire varier sélectivement l'amplitude de la deuxième 25 phase, tout en maintenant sensiblement proportionnelles l'une a l'autre les amplitudes relatives des trois phases. 32.- Procede selon la revendication 31, caractérise en ce que le potentiel résiduel immédiatement à la suite 30 de la troisième phase est suffisamment faible pour permettre une détection fiable d'un signal suscite, même dans le zas d'une impulsion de stimulation cardiaque isolee. J.- Procédé selon la revendication 29, caractérise 35 en ce cu'il comorend en outre l'operation consistant a faire varier selectivement l'amplitude de la deuxième phase, tout en maintenant sensiblement proportionnelles l'une à l'autre les amplitudes relatives des trois phases. 34.- Procédé selon la revendication 33, caracterise 5 en ce que le potentiel residuel imméediatement à la suite de la troisième phase est suffisamment faible pour permettre une détection fiable d'un signal suscité, même dans le cas d'une impulsion de stimulation cardiaque isolée. 35.- Frocéde selon la revendication 29, caracterise

en ce que le potentiel résiduel immédiatement à la suite de la troisième phase est suffisamment faible pour permettre une détection fiable d'un signal suscite, même dans le cas d'une impulsion de stimulation cardiaque 15 isolée.

36.- Frocéde pour réduire au minimum le potentiel résiduel au niveau d'une electrode de stimulation cardiaque a la suite de l'émission d'une impulsion de stimulation cardiaque isolée, caractérisé en ce. qu'il 20 comprend les operations consistant: (a) à coupler un circuit générateur d'impulsion de stimulation à l'électrode de stimulation cardiaque par l'intermédiaire d'un condensateur et <b) à faire fonctionner ce circuit générateur d'impulsion 25 de stimulation pour qu'il délivre une impulsion de stimulation en trois phases, dont ia première et la troisième phases sont d'une polaritée et dont la deuxième phase est de l'autre polaritée, (i) la première phase et la deuxieme phase étant 30 délivrées à travers le condensateur et ayant des valeurs de tension Gui sont sensiblement proportionnelles l'une a l'autre, et (ii).a troisieme phase faisant intervenir l'utilisation de la tension a travers le condensateur 35 pour commander un courant à travers le condensateur et l'electrode de stimulation jusqu'a ce que la tension a travers le condensateur soit égale à la tension a travers

celui-ci avant l'émission de l'impulsion de stimulation.

37.- Procede selon la revendication 36, caracterise en ce que la première phase est délivrée sous la forme d'une rampe. 38.- Procédé selon la revendication 37, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'opération consistant à faire varier sélectivement l'amplitude de la deuxième phase, tout en maintenant sensiblement proportionnelles 10 l'une à l'autre les amplitudes relatives des trois phases. 39.- Procedé selon la revendication 38, caracterise en ce que le potentiel résiduel immédiatement à la suite de la troisième phase est suffisamment faible pour 15 permettre une détection fiable d'un signal suscite, même dans le cas d'une impulsion de stimulation cardiaque isolée. 40.- Procédé selon la revendication 36, caractérise en ce qu'il comprend en outre l'opération consistant à 20 faire varier selectivement l'amplitude de la deuxieme phase, tout en maintenant sensiblement proportionnelles l'une à l'autre les amplitudes relatives des trois phases. 41.- Procédé selon la revendication 40, caractéroisé 25 en ce que le potentiel résiduel immédiatement à la suite de la troisième phase est suffisamment faible pour permettre une détectionfiable d'un signal suscite, méme dans le cas d'une impulsion de stimulation cardiaque isolée. 42.- Procédé selon la revendication 36, caractérisé en ce que le potentiel resi-duel immédiatement à la suite de la troisième phase est suffisamment faible pour permettre une détection fiable d'un signal suscite, ment dans le cas d'une impulsion de stimulation cardiaque isolée.