JPH0245462B2 - - Google Patents

Description

請求の範囲 １ 律動異常の生じた患者の心蔵を除細動する装
置において、 心室細動、心拍数の高い頻拍、及び心拍数の低
い頻拍の１つより成る上記心臓の律動異常を検出
する検出手段と、 心室細動及び心拍数の高い頻拍と、心拍数の低
い頻拍とを区別するように心拍数を感知する感知
手段と、 心室細動又は心拍数の高い頻拍の存在が上記感
知手段により決定された時だけ患者の心臓を自動
的に除細動する自動除細動手段とを備えたことを
特徴とする装置。

２ 上記検出手段は、心臓の心電図（ECG）信
号を感知してECGデータを作り出す感知回路と、
このECGデータを確率密度関数に基いて処理す
る処理手段とを備えている請求の範囲第１項に記
載の装置。

３ 上記検出手段は心臓の心電図（ECG）信号
を感知してECGデータを作り出す感知回路を備
え、上記感知手段は上記ECGデータを低域フイ
ルタして低域フイルタ出力を作り出すように上記
感知回路に接続された低域フイルタ回路を備え、
上記感知手段は、更に、上記低域フイルタ出力を
受けてこれに応答して心拍数を感知するように上
記低域フイルタ回路に接続された心拍数回路を備
えている請求の範囲第１項に記載の装置。

４ 上記検出手段及び上記感知手段は同時に作動
し、上記検出手段は心臓の心電図（ECG）信号
を感知してECGデータを作り出す感知回路と、
このECGデータを確率密度関数に基いて処理し
て検出出力を発生する処理回路とを備えており、
上記感知手段は心拍数の低い頻拍の検出に応答し
て上記処理回路の上記検出出力を禁止する心拍数
回路を備え、これにより上記心拍数の低い頻拍が
検出された際には患者の心臓の自動的な除細動を
禁止する請求の範囲第１項に記載の装置。

５ ベース電極と、先端部電極と、上記心臓に接
続された感知ボタンと、上記ベース電極及び先端
部電極を上記検出手段を接続すると共に上記感知
ボタンと上記感知手段に接続する接続手段とを更
に備えた請求の範囲第１項に記載の装置。

６ 上記接続手段は第１状態及び第２状態を有す
るスイツチ回路を備え、このスイツチ回路は、最
初に、上記心臓の律動異常を検出する上記検出手
段の作動中に上記第１状態にあり、上記スイツチ
回路は上記検出手段による上記心臓の律動異常の
検出に応答して上記第２状態へと作動され、上記
スイツチ回路は上記心室細動と上記心拍数の高い
頻拍との一方の存在が決定されるのに応答して上
記第１状態へと作動され、上記自動除細動手段に
より患者の心臓を自動的に除細動する請求の範囲
第５項に記載の装置。

７ 上記検出手段は、上記心臓の律動異常が存在
する時を決定する確率密度関数回路と、この確率
密度関数回路に接続され、この確率密度関数回路
により上記心臓の律動異常の存在が決定されるの
に応答して第１状態へと作動されて上記心臓の律
動異常の存在を指示する第１出力を発生する双安
定回路とを備えている請求の範囲第６項に記載の
装置。

８ 上記スイツチ回路は上記第１状態においては
上記ベース電極及び先端部電極を上記検出手段に
接続し、そして上記第２状態においては上記感知
ボタンを上記感知手段に接続する請求の範囲第６
項に記載の装置。

９ 上記スイツチ回路を上記検出手段及び上記感
知手段にインターフエイスするインターフエイス
手段を更に備え、上記スイツチ回路は上記第１状
態においては上記ベース電極及び先端部電極を上
記インターフエイス手段に接続し、そして上記第
２状態においては上記感知ボタンを上記インター
フエイス手段に接続する請求の範囲第６項に記載
の装置。

１０ 上記検出手段は、心臓のECG信号を感知
してECGデータを発生するECG入力回路と、上
記ECGデータを確率密度関数に基いて処理し、
上記確率密度関数が満足された時に第１出力を発
生する処理回路とを備え、上記検出手段は、更
に、上記処理回路の上記第１出力に応答して上記
心臓の律動異常の検出を指示する更に別の出力信
号を与える双安定回路を備えている請求の範囲第
１項に記載の装置。

１１ ベース電極と、先端部電極と、上記心臓に
接続された感知ボタンと、最初に上記ベース電極
及び先端部電極を上記ECG入力回路に接続する
接続手段とを更に備え、この接続手段は上記双安
定回路からの上記更に別の出力信号に応答して上
記感知ボタンを上記感知手段に接続する請求の範
囲第１０項に記載の装置。

１２ 上記感知手段は患者の心拍数を監視する心
拍数回路を備え、この心拍数回路は上記双安定回
路からの上記更に別の出力信号に応答して心拍数
監視作動を開始させる請求の範囲第１０項に記載
の装置。

１３ 更に、ECG信号から心臓の心拍数を測定
する第２検出手段を備えており、 前記自動除細動手段は、除細動電気エネルギを
蓄積しこの電気エネルギを心臓を通して放出する
放出手段と、この放出手段を作動して前記除細動
電気エネルギを心臓に与えるようにさせる制御手
段とを含んでおり、前記制御手段は、前記第１検
出手段により心室細動を確認すると同時に前記第
２検出手段により所定スレツシユホールド以上の
心拍数を確認した時だけ前記放出手段を作動させ
るようになつており、 前記検出手段は、心室細動の存在を確認するよ
うに確率密度関数に従つて作動する第１の検出手
段を含むような請求の範囲第１項記載の装置。

１４ 上記第１検出手段は、心臓のECG信号の
時間平均導関数が所定時間以上基線からずれたま
まである時に心室細動の存在を確認する請求の範
囲第１３項に記載の装置。

技術分野 本発明は不整脈検出装置及び方法に係り、特
に、患者の生命を脅かすような細動が心臓に生じ
た時に除細動を行なう改良された装置及び方法に
係る。

背景技術 最近では、色々な心臓障害ないしは不整脈に対
して効果的に医療処置を施す除細動技術の開発が
相当に進んで来ている。これまでの努力において
は、心臓の脈拍異常の検出に応答して、心臓に接
続された電極に充分なエネルギを与え、心臓を脱
分極して正常な心臓整脈に回復させるようなスタ
ンバイ式の電子除細動器が開発されている。この
ようなスタンバイ式の電子除細動器が例えば共通
に譲渡された米国特許第3614954号（後の
Re.27652号）及び第3614955号（後のRe.27757
号）に開示されている。

又、この分野でのこれまでの努力により、心室
除細動（及びその他の治療技術）に用いる植込み
式の電極も開発されている。このような技術によ
れば、（例えば）Heilman氏等の米国特許第
4030509号に開示されたように、心臓の心膜内面
又は心膜外面に先端部電極が取り付けられ、この
電極はこれと同等の、もしくは血管内カテーテル
の形式のベース電極に対して作働する。上記の
Heilman氏等の特許に開示されたように、この
ような公知の電極構成では、ベース電極又は先端
部電極或いはこれらの両電極に組合わせて別個の
ペーサチツプを用いることができる。

又、最近の努力によれば、（除細動即ちカルジ
オバージヨンが必要な時を決定する目的で）心臓
の活動を監視する技術も開発されており、この技
術では、心室細動が生じた時を決定するために確
率密度関数が用いられる。確率密度関数を用いる
このような技術はLanger氏等の米国特許第
4184493号及び第4202340号に開示されている。

この後者の公知技術によれば、確率密度関数が
満足された時に心臓の細動が指示される。然し乍
ら、１つ以上の特定の異常ECGパターンがある
場合には、この公知の確率密度関数式検出器は、
もし最適に調整されていなければ、実際の心室細
動によつて“トリガ”されるだけではなく、特に
心室の伝導に異常がある場合には或る形式の心拍
数の高い心室頻拍や心拍数の低い心室頻拍によつ
ても“トリガ”されてしまうことが最近の実験で
分つた。充分な血液がもはや送られないような高
い心拍数で頻拍が生じた場合には生命にかゝわり
放置はできないので、このような心拍数の高い頻
拍の場合に検出器がトリガされるのはかまわな
い。然し乍ら、生命に別条のない心拍数の低い頻
拍が生じた際に検出器がトリガされることは問題
である。従つて、心室細動及び心拍数の高い頻拍
と、心拍数の低い頻拍とを区別する装置及び方法
が必要であるとされている。

確率密度関数技術による公知装置は、一時は、
心室細動が生じた場合しか“トリガ”されないよ
うにされていたことに注目されたい。これは、生
命を脅かす心室細動が生じた時だけ“トリガ”す
るように確率密度関数式検出器の判断限界を控え
目に調整することによつて行なわれていた。然し
乍ら、心拍数が下限スレツシユホールドレベル
（例えば約200鼓動／分）以上になることで示され
る心拍数の高い頻拍が検出された際には、治療処
置をとることが望ましい状態となることがやがて
明らかになつた。これは、最初は、下限スレツシ
ユホールドレベルで“トリガ”するように確率密
度関数の基準を調整するだけで行なわれていた。

然し乍ら、心室細動も心拍数の高い頻拍もない
のに、このように修正した確率密度関数式検出器
が異常なECG信号によつて“トリガ”されるこ
とがあるという点で、判断基準の緩知だけでは検
出器に問題があることがやがて分つた。そこで、
確率密度関数による分析を行なうだけではなく、
細動及び心拍数の高い頻拍と、心拍数の低い頻拍
とを区別する技術も含んでいるような不整脈検出
装置及び方法が必要とされている。従つて、ここ
に開示する本発明の装置及び方法は、患者に除細
動シヨツクを与えることにより心拍数の高い頻拍
を処置するが、心拍数の低い頻拍はこのように処
置しない“バツクアツプ”技術に関するものであ
る。

発明の開示 本発明によれば、不整脈検出装置及び方法であ
つて、特に、心室細動及び心拍数の高い頻拍と、
心拍数の低い頻拍とを区別する更に別の技術を用
いて律動異常が生じた心臓を除細動する改良され
た装置及び方法が提供される。特に、本発明の装
置及び方法は、心臓に律動異常が生じたかどうか
を決定するように確率密度関数技術を用いるのに
加えて、所定のスレツシユホールド以上の心拍数
によつて指示される心室細動及び心拍数の高い頻
拍と、上記所定のスレツシユホールドより小さい
心拍数によつて指示される心拍数の低い頻拍とを
区別するように心拍数感知技術も用いている。

本発明は、心電図（ECG）信号を取り出すだ
けでなく心臓に除細動シヨツクも与えるように上
大静脈（即ちベース）電極並びに先端部（即ちパ
ツチ）電極が心臓に組合わされて従来のやり方で
使用されるような第１の好ましい装置実施例にお
いて達成される。この第１実施例のECG増巾器
は、本質的に、米国特許第4184493号に教示され
たように心臓信号の導関数を作り出すことに注意
されたい。然し乍ら、公知技術とは異なり、本発
明のこの第１実施例では、この微分されたECG
信号が確率密度関数回路と、低域フイルタ及び心
拍数回路とに与えられ、これらによつて確率密度
関数及び心拍数が各々得られる。この第１実施例
によれば、心拍数が所定のスレツシユホールド以
上である間に確率密度基準が満足されると（即
ち、ECGの時間平均導関数が長時間基線から離
れたまゝであるかどうかが決定されると）、一般
の除細動パルス発生器が作動されて、心臓に除細
動シヨツクを与える。従つて、生命に別条のない
心拍数の低い頻拍ではなく、細動又は心拍数の高
い頻拍が生じた場合だけ、除細動シヨツクが心臓
に与えられる。

本発明の第２の実施例によれば、心拍数を取り
出すのに用いるために感知ボタン（好ましくは、
先端部即ちパツチ電極に組合わされる）が心臓に
接続される。従つて、この実施例では、最初にベ
ース電極及び先端部電極を用いてECG信号を取
り出し、これにより確率密度関数を検査する。確
率密度関数によつて心臓の異常律動が指示された
場合には、切換作動が生じ、感知ボタンを用いて
ECG信号が取り出され、これを用いて心拍数が
更に測定される。心室細動中であつても心臓の脱
分極を識別できる信号が非常に小面積の電極によ
つて発生されるので、一般のＲ波検出器を用いて
心拍数感知用のＲ波を発生することができる。従
つて心拍数が所定のスレツシユホールド以上であ
れば、除細動シヨツクが与えられる。いつたんシ
ヨツクが与えられると、更に別の切換作動が行な
われ、ベース電極及び先端部電極を用いて確率密
度関数が更に検査される。

本発明の更に別の特徴によれば、この第２の実
施例にはタイミングを合わせたリセツト機能が設
けられていて、確率密度関数によつて心臓の律動
異常が指示されても、所定のスレツシユホールド
以上の心拍数が所定時間内に指示されなければ、
復帰スイツチ作動が自動的に行なわれて、ベース
電極及び先端部電極の監視を再開すると共に
ECG信号と確率密度関数とをさし向かいで検査
できるようにする。

従つて、本発明の目的は、不整脈検出装置及び
方法、特に、律動異常が生じた心臓を除細動する
改良された装置及び方法を提供することである。

本発明の更に別の目的は、心室細動及び心拍数
の高い頻拍と、心拍数の低い頻拍とを区別するこ
とのできる装置及び方法を提供することである。

本発明の更に別の目的は、確率密度関数技術を
用いて心臓に律動異常があるかどうかを決定する
と共に、心拍数感知技術も用いて心室細動及び心
拍数の高い頻拍と、心拍数の低い頻拍とを区別す
るような装置及び方法を提供することである。

本発明の更に別の目的は、ベース電極及び先端
部電極を用いてECG信号と確率密度関数とをさ
し向かいで監視すると共に心拍数が所定のスレツ
シユホールドより大きいか小さいかも決定するよ
うな装置及び方法を提供することである。

本発明の更に別の目的は、ベース電極及び先端
部電極を用いてECG信号を監視すると共にECG
信号を確率密度関数とさし向かいで検査し、そし
て感知ボタンを用いて心拍数情報を取り出して、
心室細動及び心拍数の高い頻拍と、心拍数の低い
頻拍とを区別するような装置及び方法を提供する
ことである。

本発明の更に別の目的は、先ず初めに確率密度
関数を検査して心臓に律動異常があるかどうかを
決定し、そしてこのような律動異常がある場合に
は次いで患者の心拍数を検査して、心室細動及び
心拍数の高い頻拍と、心拍数の低い頻拍とを区別
し、心室細動及び心拍数の高い頻拍の場合には除
細動パルスを発生しそして心拍数の低い頻拍の場
合には除細動パルスを発生しないような装置及び
方法を提供することである。

本発明の更に別の目的は、確率密度関数が心臓
の律動異常を指示しても、所定のスレツシユホー
ルド以上の心拍数が所定時間内に検出されなけれ
ば、ECG信号と確率密度関数とをさし向かいで
監視する作動に復帰して除細動パルスを発生しな
いようなタイミングを合わせたリセツト機能を有
する装置及び方法を提供することである。

上記目的及び以下で明らかとなる他の目的並び
に本発明の特徴は以下の説明、請求の範囲、並び
に添付図面から明確に理解されよう。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の不整脈検出装置の第１実施例
を示すブロツク図、 第２図は第１図の実施例において心拍数を検出
するのに用いられる心拍数回路の詳細回路図、 第３Ａ図及び第３Ｂ図は第２図の心拍数回路の
作動を説明するのに用いられる一連の波形図、 第４図は本発明の装置の第２実施例を示すブロ
ツク図、 第５図は第４図の実施例において心拍数を検出
するのに用いられる心拍数回路の詳細回路図、そ
して 第６図は第５図の心拍数回路の作動を説明する
のに用いられる一連の波形図である。

発明を実施する最良の態様 本発明の不整脈検出装置及び方法は、本発明装
置の第１実施例のブロツク図である第１図を参照
して詳細に説明する。

第１図を参照すれば、本発明の装置（参照番号
10で一般的に示された）は上大静脈（即ちベー
ス）電極１２及び先端部（即ちパツチ）電極１４
に接続され、この後者の電極は良く知られている
ように（例えば前記のHeilman氏等の米国特許
第4030509号を参照されたい）患者の心臓に接触
するように配置される。装置１０において、電極
１２及び１４はインターフエイス装置１６を経て
ECG増巾器１８へ接続され、これは固有のフイ
ルタ作用を有していて、近似微分ECG信号を作
り出す。

ECG増巾器１８は低域フイルタ回路１９（こ
れ自体は心拍数回路２１へ接続される）と、確率
密度関数（PDF）回路２０とに接続される。心
拍数回路２１はその禁止出力ライン（lNHlBlT）
を経てPDF回路２０へ接続され、これにより心
拍数回路２１の出力ラインはPDF回路２０から
の出力を禁止することができる。PDF回路２０
の出力は除細動パルス発生器２６に接続され、こ
れはインターフエイス装置１６を経て電極１２及
び１４に接続される。

作動に際し、電極１２及び１４は、(1)PDF回
路２０及び低域フイルタ２１へ各々与えられる微
分されたECG信号出力を発生するECG増巾器１
８を介して心臓の活動を監視し、そして(2)除細動
パルス発生器２６からインターフエイス装置１６
を経て心臓へ除細動シヨツクを与えるという２つ
の目的で、インターフエイス装置１６（一般のイ
ンターフエイス装置又はアイソレーシヨン回路）
を介して用いられる。特に、PDF回路２０は、
ECG増巾器１８の微分されたECG出力信号の確
率密度関数を監視し、そして従来の技術（例えば
Langer氏等の米国特許第4184493号及び第
4202340号に開示された）に基いて、心臓に律動
異常がある時を決定する。これと同時に、低域フ
イルタ１９の出力として与えられる低域フイルタ
されたECG信号は、心拍数回路２１により心拍
数が所定のスレツシユホールドを越えた時を決定
するのに用いられ、この時には心拍数回路２１は
PDF回路２０に対する禁止作用を除去する。

従つて、PDF回路２０によつて心臓に律動異
常があることが決定されると共に、心拍数回路２
１によつて心拍数が所定のスレツシユホールド以
上であることが決定された際に、PDF回路２０
は除細動パルス発生器２６を作動可能にし、イン
ターフエイス装置１６を経て心臓へ除細動シヨツ
クを与えるようにさせる。

第２図は第１図の実施例において心拍数を検出
するのに用いられる心拍数回路の詳細回路図であ
り、そして第３Ａ図及び第３Ｂ図は第２図の心拍
数回路の作動を説明するのに用いられる一連の波
形図である。

第２図より明らかなように、心拍数回路２１は
演算増巾器OP１（これは比較器として用いられ
る）と、トランジスタＱ１ないしＱ４と、抵抗Ｒ
３ないしＲ１４と、キヤパシタＣ２及びＣ３と、
ダイオードＤ１及びＤ２とを備えている。

第２図の心拍数回路２１の作動を、第３図に示
された波形を参照して以下に述べる。前記したよ
うに、ECG増巾器１８（第１図）への入力は、
電極１２及び１４によつて与えられる微分されて
いないECG信号である。この微分されていない
ECG信号が第３Ａ図に波形１００で示されてい
る。

又、前記したように、ECG増巾器１８はこの
ECG信号を増巾及びフイルタ（微分）し、ECG
増巾器１８のこの増巾及び微分された出力が第３
Ａ図に波形１０２として示されている。増巾器１
８からのこの増巾及び微分されたECG信号は、
心拍数回路２１へ入力として与えられる前に、低
域フイルタ１９（抵抗Ｒ１及びキヤパシタＣ１で
構成された）によつて後述するように更にフイル
タされる。

第２図を参照すれば、増巾され、微分されそし
てフイルタされたECG信号は演算増巾器OP１の
負の入力に与えられ、その正の入力は抵抗Ｒ３を
経て基準入力REFを受け取る。演算増巾器OP１
は比較器として用いられ、ECG入力と基準入力
REFとの関係に基いてその出力は低レベル出力
と高レベル出力との間で切換わる。特に、導関数
波形（第１図の増巾器１８の出力のような）のゼ
ロ交差点が元の信号（元のECG信号）のピーク
に相当することに注意されたい。従つて、第１図
の低域フイルタ１９はこれに与えられる微分され
たECG入力をフイルタして、比較器として用い
られる演算増巾器OP１（第２図）の出力が、
ECG入力信号の主ピークに相当する導関数波形
のゼロ交差点において切換わるようにする。比較
器OP１の出力は第３Ａ図の波形１０４として現
われ、上記した切換作用を示している。

更に第２図を参照すれば、トランジスタＱ１の
エミツタは、演算増巾器OP１の切換スレツシユ
ホールドにヒステリシスを加えるように演算増巾
器OP１のオフセツト調整端子の１つに接続され
ている。このヒステリシスは、第１図の低減フイ
ルタ１９の特性とあいまつて、ECG入力信号の
小さいピークに対する心拍数回路２１の感度を下
げるように働く。以下で述べるように、第２図の
心拍数回路２１の他部分は高精度タイマとして働
き、これは演算増巾器OP１によつて検出されて
その切換作動によつて指示されるECGピークに
応答する。

特に、プログラム式のユニジヤンクシヨントラ
ンジスタＱ２が抵抗Ｒ５と直列に接続されてお
り、この直列接続体は演算増巾器OP１の出力と
トランジスタＱ１のコレクタとの間に接続され
る。更に、トランジスタＱ２のゲートリードは抵
抗Ｒ４を経て演算増巾器OP１の出力に接続され
る。手短かに云えば、プログラム式のユニジヤン
クシヨントランジスタＱ２は更に別のトランジス
タＱ３のベースへ巾の狭いパルスを与えるように
接続されており、このトランジスタＱ３のベース
は図示されたように抵抗Ｒ７及びＲ８を経てユニ
ジヤンクシヨントランジスタＱ２に接続される。
このようにしてトランジスタＱ３のベースに与え
られる巾の狭いパルスは演算増巾器OP１の出力
（第３Ａ図の波形１０４）の立上り縁に相当し、
この巾の狭いパルスは第３Ａ図に波形１０６で示
されている。このように波形１０６で示されたパ
ルス出力を与えるプログラム式のユニジヤンクシ
ヨントランジスタＱ２の作動は、このような装置
の利用に関連した当業者に明らかであろう。

第３Ａ図に波形１０６で示された巾の狭いパル
スは第３Ｂ図にも示されている。この巾の狭いパ
ルスはトランジスタＱ３のベースに与えられ、演
算増巾器OP１の出力の立上り縁の発生頻度によ
り決定された周波数、即ち心拍数に関与した周波
数で、このトランジスタＱ３をオンにする。従つ
て心拍数が充分に高い場合には、第３Ｂ図の波形
１０８で示されたような電圧がキヤパシタＣ２に
確立される。換言すれば、（抵抗Ｒ９及びＲ１０
を介して与えられる）電源V_sの作用の下でキヤ
パシタＣ２に電圧が確立され、そしてトランジス
タＱ３のベースが巾の狭いパルス（第３Ｂ図の波
形１０６）を受けることによりこのトランジスタ
Ｑ３がオンにされた時にキヤパシタＣ２はこのト
ランジスタＱ３を介して放電する。従つて、キヤ
パシタＣ２の電圧は心拍数が高い場合にはプログ
ラム式ユニジヤンクシヨントランジスタＱ４のス
レツシユホールド電圧に達しないので、トランジ
スタＱ４は導通せず、トランジスタＱ４のゲート
電圧（即ち、抵抗Ｒ１１と、Ｒ１２と、ダイオー
ドＤ２と、トランジスタＱ４との接続点の電圧）
は高レベルのままである（第３Ｂ図の波形１１０
参照）。従つて心拍数回路２１の出力lNHlBlTは
高レベルのままであり、第１図のPDF回路２０
を禁止しない。

これに対して、心拍数が低い場合には、トラン
ジスタＱ３の導通が比較的頻繁でなく、キヤパシ
タＣ２はトランジスタＱ４が“点弧”する点まで
充電し、トランジスタＱ４が点弧すると、これを
通じてキヤパシタＣ２が放電する。これらの状態
の下でのキヤパシタＣ２のこの充放電が第３Ａ図
に波形１１２で示されている。このようにトラン
ジスタＱ４が“点弧”すると、そのゲートリード
は低レベルへと引張られ、トランジスタＱ３のベ
ースに与えられる次の狭いパルスを受けるまで低
レベルのままである。特に、トランジスタＱ３の
ベースに次の狭いパルスが受け取られると、キヤ
パシタＣ２には若干負の電圧が与えられ（第３Ａ
図に波形１１２で示されたように）、この若干負
の電圧はトランジスタＱ４をオフにし、トランジ
スタＱ４を非導通状態に復帰させる。従つて抵抗
Ｒ１１と、Ｒ１２と、ダイオードＤ２と、トラン
ジスタＱ４との接続点の電圧は第３Ａ図の波形１
１４で示されたように正の極性に復帰する。

かくて、トランジスタＱ４が点弧すると、抵抗
Ｒ１１と、Ｒ１２と、ダイオードＤ２と、トラン
ジスタＱ４との上記接続点に、負に向うパルス
（第３Ａ図の波形１１４）が生じる。このような
負に向うパルスは、（制御ラインlNHlBlTを経
て）第１図のPDF回路２０の作動を禁止される
のに用いられる。特に、これらの負に向うパルス
は、Langer氏等の米国特許第4184493号に教示さ
れたように、PDF回路２０の積分キヤパシタか
ら電荷を除去するのに用いられる。

要約すれば、心拍数が低い場合はPDF回路２
０（第１図）の作動が心拍数回路２１によつて禁
止されるが、心拍数が高い場合はこのような禁止
作用が生じない。従つて、心拍数が高い場合は、
PDF回路２０が通常の検出作動を続け、これに
基いて除細動パルス発生器２６を作動可能にす
る。

更に第２図を参照すれば、トランジスタＱ４の
作動時間間隔に対する温度及び電圧の安定化のた
めにダイオードＤ２が設けられていることに注意
されたい。

再び第１図を参照すれば、前記で述べたように
インターフエイス装置１６は一般のインターフエ
イス装置である。特に、インターフエイス装置１
６はパルス発生器２６により発生される除細動パ
ルスからECG増巾器１８を保護すると同時に
ECG増巾器１８により心臓の活動を監視できる
ようにする。インターフエイス装置１６は、例え
ば“除細動及びペースどり機能を１つの植え込み
式装置に結合する方法及び装置”と題する
Langer氏等の米国特許出願に詳細に述べられて
いる。更に、PDF回路２０は確率密度関数を求
める一般の回路であり、例えばLanger氏等の米
国特許第4184493号及び第4202340号に詳細に述べ
られている。

第４図は本発明の装置の第２実施例のブロツク
図である。第１図及び第４図の両方に共通した要
素は同じ参照番号で示されている。

第４図を参照すれば、装置３０はベース電極１
２及び先端部電極１４並びに感知ボタン３２（先
端部電極１４に組合わされた）に接続されて示さ
れている。特に、電極１２及び１４並びに感知ボ
タン３２はスイツチ３４及びインターフエイス装
置１６を経てECG増巾器１８及び除細動パルス
発生器２６に接続される。ECG増巾器１８は第
１図の場合と同様にPDF回路２０に接続される
が、Ｒ波検出器２２にも接続され、このＲ波検出
器は一般設計のものであり、各々のＲ波ごとにパ
ルスを発生する。Ｒ波検出器２２は次いで（以下
に述べる）第５図に詳細に示された心拍数回路２
３に接続される。PDF回路２０の出力はフリツ
プ−フロツプ３６を経てアンドゲート２４の一方
の入力に接続され、該ゲートの他方の入力は心拍
数回路２３の出力に接続される。フリツプ−フロ
ツプ３６の出力は、心拍数回路２３と、タイミン
グを合わせてリセツトする回路３８（その出力は
フリツプ−フロツプ３６の“リセツト”入力に接
続される）の入力と、スイツチ３４とに接続され
る。更に、アンドゲート２４の出力は除細動パル
ス発生器２６に接続されるだけでなく、フリツプ
−フロツプ３６の“リセツト”入力及びスイツチ
３４にも接続される。

作動に際し、スイツチ３４は最初は参照番号４
０で示された位置にある。それ故、このモード
（以下、“パツチ”モードと称する）においては、
ベース電極及び先端部電極がECG増巾器１８に
用いられ、該増巾器１８はインターフエイス装置
１６、スイツチ３４、及び上記電極１２及び１４
を介して心臓の活動を監視する。それにより増巾
器１８から生じるECG信号出力はPDF回路２０
に与えられる（心拍数回路２３は最初は“オフ”
状態である）。PDF回路２０により心臓の律動異
常が検出されると、出力が発生され、フリツプ−
フロツプ３６の“セツト”入力に与えられる。フ
リツプ−フロツプ３６がセツトすると、心臓の律
動異常の存在が“記憶”され、Ｑ出力が発生され
る。

フリツプ−フロツプ３６のこのＱ出力はアンド
ゲート２４へ“作動可能化入力”として与えられ
る。又、上記Ｑ出力は心拍数回路２３及びタイミ
ングを合わせてリセツトする回路３８へも“スタ
ート”指令として与えられる。更に、フリツプ−
フロツプ３６のＱ出力はスイツチ３４へも信号
SENSEとして与えられ、スイツチ３４を、参照
番号４２で示された位置へ作動させる。これによ
り“感知”作動モードが確立され、この間には心
拍数が心拍数回路２３によつて監視される。特
に、参照番号４２で示された位置へスイツチ３４
が作動されることにより、インターフエイス装置
１６が感知ボタン３２へ接続され、従つて心拍数
回路２３によりＲ波検出器２２、スイツチ３４、
インターフエイス装置１６及びECG増巾器１８
を介して心拍数を監視することができる。ECG
増巾器１８は表面積が非常に小さい電極に接続さ
れているので、明確な脱分極信号がＲ波検出器２
２へ与えられ、心拍数の適当な信号指示が生じ
る。心拍数回路２３はフリツプ−フロツプ３６の
Ｑ出力によつて作動が開始され、そしてこのＱ出
力はPDF回路２０で心臓の律動異常に検出され
た（確率密度関数の基準が満足された）ことによ
り発生されることを想起されたい。

所定のスレツシユホールドを越える心拍数が心
拍数回路２３によつて検出された場合には、該回
路がアンドゲート２４に出力を発生し、そしてア
ンドゲート２４はフリツプ−フロツプ３６のＱ出
力によつて作動可能にされた時にこの出力を除細
動パルス発生器２６へ作動可能化入力として与え
る。更に、アンドゲート２４はこの出力をフリツ
プ−フロツプ３６の“リセツト”入力へ与え（従
つてフリツプ−フロツプ３６をリセツトし）、且
つ又スイツチ３４へ入力信号PATCHとして与え
てスイツチ３４を参照番号４０で示された位置へ
作動し、これにより装置３０を再び“パツチ”作
動モードにする。更に、除細動パルス発生器２６
は、アンドゲート２４によつて作動可能にされる
と、インターフエイス装置１６及びスイツチ３４
（位置４０にある）を経てベース電極１２及び先
端部電極１４へ各々除細動パルスを発生し、患者
の心臓の除細動を行なう。

前記したように、PDF回路２０によつて心臓
の律動異常が検出された際には、タイミングを合
わせてリセツトする回路３８がフリツプ−フロツ
プ３６のＱ出力により作動開始される。所定時間
の後に、心拍数回路２３が所定スレツシユホール
ド以上の心拍数を検出しなかつた場合には、タイ
ミングを合わせてリセツトする回路３８が自動的
にフリツプ−フロツプ３６に“リセツト”入力を
与えると共にスイツチ３４へ更に別の入力
PATCHを与え、スイツチ３４を参照番号４０で
示された位置へ作動し、再び“パンチ”作動モー
ドにする。従つて、PDF回路２０により心臓の
律動異常が検出された後の所定時間以内に、所定
スレツシユホールドを越える心拍数が検出されな
かつた場合には、PDF回路２０でECG信号を更
に監視できるように装置３０を“パンチ”作動モ
ードに復帰させるという有利な機能が装置３０に
与えられる。換言すれば、タイミングを合わせて
リセツトする回路３８はアンドゲート２４から作
動可能化入力を除去し、心拍数回路２３をオフに
し、そしてスイツチ３４を“パツチ”位置（参照
番号40で示された）へ復帰させる。PDF回路２
０はスイツチ３４、インターフエイス装置１６及
びECG増巾器１８を介してベース電極１２及び
先端部電極１４を各々監視して、心臓の律動異常
の存在をもう１度検出する。

第５図は第４図の心拍数回路２３の詳細回路図
であり、第６図は第４図の心拍数回路２３の作動
を説明する一連の波形図である。第５図より明ら
かなように、心拍数回路２３は入力抵抗５０と、
NPNトランジスタ５２と、電流源５４と、キヤ
パシタ５６と、差動増巾器即ち比較回路５８と、
ピーク検出器６０と、シフトレジスタ６２及びア
ンドゲート６４とを備えている。

作動中、ECG信号（第６図に参照番号７０で
一般的に示された）はＲ波検出器２２（第４図）
へ与えられ、そして該検出器はこれに対応するパ
ルス列（第６図に参照番号７５で一般的に示され
た）を発生する。特に、Ｒ波検出器２２のこのパ
ルス列出力は入力抵抗５０（第５図）を経て
NPNトランジスタ５２のベースに与えられる。
トランジスタ５２はパルス列７５の各個々のパル
スを受けることによりオンにされ、従つて個々の
Ｒ波７２，７４の検出に対応してオンにされる。
第６図の個々のＲ波７２（又は７４）間の時間中
には、トランジスタ５２が非導通であり、電流源
５４によつてキヤパシタ５６に電圧が確立され
る。キヤパシタ５６に確立されたこの電圧が第６
図に波形７６で一般に示されている。

然し乍ら、Ｒ波７２又は７４が生じると、
NPNトランジスタ５２（第５図）が導通状態に
なり、キヤパシタ５６はこのトランジスタを介し
て放電する（第６図の個個の波形７８及び８０を
参照されたい）。従つて、正常の心拍数（第６図
の波形７２で示す）の場合には、キヤパシタ５６
が放電を行なう頻度が比較的小さく、かくて電流
源５４は所定の基準値（第６図に参照番号８６で
示す）を越える比較的高レベルの電圧をキヤパシ
タ５６間に確立できることが明らかであろう。こ
れに対して、異常に高い心拍数（第６図に波形７
４で示す）でＲ波が生じると、キヤパシタ５６は
更に頻繁に放電し（第６図に波形８０で示す）、
基準値REFを越えない。

更に第５図を参照すれば、差動増巾器５８の負
の入力には、キヤパシタ５６に確立された電圧に
相当する電圧が与えられ、そして差動増巾器の正
の入力には、第６図の所定基準レベル８６に対応
する電圧REFが与えられることが明らかである。
従つて、第５図及び第６図を参照すれば、キヤパ
シタ５６の電圧が所定基準値８６を越える時には
（波形７８の場合のように）、差動増巾器５８は、
第６図の反転方形波８４で示された０に等しい出
力×をシフトレジスタ６２へ発生する。これに対
して、キヤパシタ５６間の電圧が基準値８６を越
えない時間中には（第６図の波形８０の場合のよ
うに）、差動増巾器５８は１に等しい出力をシフ
トレジスタ６２へ発生する。

第５図の心拍数回路２３にはピーク検出器６０
が更に設けられており、これは第６図のＲ波７０
のピークの存在を検出する一般の回路である。検
出器６０は、各ピークを検出すると、入力
SHlFTをシフトレジスタ６２へ発生する。その
結果、差動増巾器５８のその時の出力×がシフト
レジスタ６２の端末段へシフトされ、このように
してシフトレジスタ６２の内容は１段づつ右へシ
フトされる。

更に、シフトレジスタ６２の出力（その各ビツ
ト即ち段の内容に対応する）はアンドゲート６４
に与えられる。シフトレジスタ６２において全て
１が検出された時だけアンドゲート６４から出力
が生じる。アンドゲート６４のこの出力はアンド
ゲート２４（第４図）の一方の入力に与えられ、
その他方の入力はフリツプ−フロツプ３６のＱ出
力を受け、このＱ出力は確率密度関数の基準が満
たされたことがPDF回路２０で決定されたこと
を示すものである。従つて、確率密度関数の基準
が満たされ且つ過剰な心拍数が検出されると、ア
ンドゲート２４は除細動パルス発生器２６を作動
可能にし、患者の心臓に除細動パルスを与える。
これに対して、シフトレジスタ６２のいずれかの
ビツトの値が０である限り、アンドゲート６４は
出力を発生せず、一貫して高い心拍数が心拍数回
路２３で検出されなかつたことを示す。従つて、
シフトレジスタ６２は手前の心拍数を記憶する手
段をなす。（シフトレジスタのビツト数が多い程、
或る高い心拍数が指示されるまでに所与の割合い
を越えねばならないＲ波の数が多いことは明らか
であろう。）従つて、確率密度関数が満足されて
も、除細動は生じない。

好ましい態様及び構成を示して本発明を説明し
たが、本発明の精神及び範囲から逸脱せずに、そ
の細部及び構成を色々に変更できることを明確に
理解されたい。