JPS5917360A - Implantable cardiac minute movement removing device using bipolar sensor means and telemetry means - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。(57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.

Description

【発明の詳細な説明】[Detailed description of the invention]

技術分野 本発明線、患者の心臓に対して除細動を行なう植え込み
式の除細動器に係り、特に、心臓機能の異常をよシ確実
に検出する改良された不整脈検出手段と、植え込まれた
除細動器の状態及び動作を表わす情報を伝送するテレメ
トリ一手段とを用いた除細動装置に係る。 背景技術 最近、心臓の種々の機能不良や不整脈に対して効果的に
除細動を行なう除細動技術の開発が相当に進んでいる。 これまでの努力により、植え込み式スタンバイ型の電子
除細動器が開発されているが、との除細動器は、心臓の
鼓動リズムに異常が検出されるのに応答して、心臓に接
続されている電極を介して心臓に充分なエネルギを与え
、心臓に対して消極作用を与えて心臓を正常な鼓動リズ
ムに復帰させる。 又、除細動が必要であるかどうかを決定するために心臓
の活動を確実に監視するという技術の開発に多くの研究
努力が向けられてきた。このようガ技術は、確率密度関
数ＣＰＯＦ）に基いて細動の存在を決定したシ或いは心
室の活動速度を監視したりすることを含む。このＰＤＦ
技術を用いたシステムは、心臓波形の各点の位置を正常
波形の各点の予想位置と統計学的に比較する。波形が不
規則になったことが確率密度関数によって測定された時
には、心臓機能の異常が示唆される。この技術け、　　
Ｌａｎｇｅｒ　　氏等の共有米国特許第４．１８４．４
９３号及び第４．２０２，３４０号に開示されている。 １９８０年８月５日に出願されたＬａｎｇｅｒ　　氏等
の共有特許出願第１７５，６７０号に開示されたように
、最近のシステムは、ＰＯＦ技術を用いて鼓動リズムの
異常の有無を決定すると共に、心拍数感知回路を用いて
、心室細動及び高速頻脈（この後者は所定の最小スレッ
シュホールドより高い心拍数によって指示される）と、
正常の鼓動リズム又は低速頻脈（これは心拍数が所定の
最小スレッシュホールドより下がることによって指示さ
れる）とを区別するものである。 更に、この分野での研究により１種々様々の色々な形状
の心電図（ＥＣＧ）信号に対して心拍数を正確に測定す
る心拍数検出システムが開発された。このようなシステ
ムの１つが、１９８１年５月１５日に出願された１ｍｒ
ａｎ氏等の共有特許出願第２６３，９１０号に開示され
ている。 これらのこれまでの努力や、公知装置の中で達成されて
いる技術レベルにも拘わらず、このような装＃ｔ、′に
は潜在的に問題や欠点がある。このような問題には次の
ものが含まＩしる。（１）植え込み式の除細動器を適切
に且つ効率的に作動させるためには、最大限の精度でＲ
波を検出できることが重要であるので、Ｒ波の検出を改
善することがなおも必要である。（２）心臓の活動を監
視する感知電極は時々ずれることがあり、従って感知さ
れた心室鼓動信号の質を悪くしたりこの信号を完全に減
衰したシし、これＫよシ除細動器の作動サイクルが不規
則なものにされたりその信頼性が悪くなったりする。（
３）いったん植え込まれると１Ｍえ込まれた除細動器の
状態（作動するか否か）やその他の動作状態又は機能を
判断する手段が現在のところない。（４）除細動器は必
要に応じて自動的に動作するようにされているので、除
細動器によって発生された除細動ノ９ルスの数の継続カ
ウントを保持すると共に、質問された際に、侵襲的な手
術を行なう必要なく、記憶されたカウント情報及びその
他の状態情報を送信する手段を設けることが便利である
。（５）除細動器にはそれらの外部高圧電極が分路され
た時に重大な問題が生じるので、このような植え込み式
の除細動器には、敏感な内部回路や電極を保護する短絡
防止回路Ｃ分路防止回路）機能を設けるのが便利である
と考えられる。（６）速度の増す不整脈に対してＲ波と
非同期で衝撃を与える一般の除細動装置を用いた時には
危険があるので。 Ｒ波に同期した除細動を行なうのが好着しい０以上の説
明に鑑み１本発明の目的は、異常な鼓動リズムの発生を
検出すると共に、これに応じて除細動パルスを自動的に
発生する改良された感知手段を有する植え込み式除細動
器即ちカルノオパ本発明の別の目的は、侵襲的な手術を
行なわずに、心拍数感知電極が適切に配置されているか
どうかを確かめることのできる改良された除細動装置即
ちカルソオバージョンシステムを提供スることである。 本発明の更に別の目的は、体外の手段によって質問され
た際に、心臓に対して電極が適切に位置されているかそ
して電極の作動状態はどのようであるかを表わす色々な
状態情報を送信できるような植え込み式の除細動器即ち
カルジオバニ〆を提供することである。 本発明の更に別の目的は、患者の体外に送信されるテレ
メ）　ＩＪ−情報を植え込み式装置内の回路素子によっ
てエンコードし送信するような植え込み式除細動装置即
ちカルノオバージョンシステムを提供することである。 本発明の更に別の目的は１体外からの除細動パルスが除
細動電極間で短絡されるのを防止できるような植え込み
式の除細動装置即ちカルジオパーツＥンシステムを提供
することである。 本発明の更に別の目的は、カルジオバージョンを行なう
際に患者の不整脈が加速されるおそ虞を少なくする手段
を備えた植え込み式除細動装置即ちカルノオバージョン
システムを提供することである。 発明の開示 上記及び他の目的を達成する本発明の実施例によれば、
除細動装置は、植え込み式の除細動器と、植え込オれた
除細動器の状態を変えたり及び／又は状態情報を検索し
たりする体外の非侵襲的な制御器／モニタとを備えてい
る。植え込み式の除細動器は１分路防止手段をもった高
電圧インバータ回路と、心臓の異常がリズムを各々検出
すると共に上記高電圧インバータ回路を一緒に作動させ
るＰ　Ｄ　Ｆ　［ｎｌ路及び心拍数分析回路の組合せ体
と、心臓に接続された一連の電極であって、心室の鼓動
信号を感知するように上記心拍数分析回路に接続された
双極性の感知電極、及び大エネルギの除細動パルスとＰ
ＤＦ情報信号とを各々与えるように上記高電圧インバー
タ回路及びＰＯＦ回路に接続された高電圧）母ルス付与
電極とを含む一連の電極と、上記インバータ回路によっ
て発せられた除細動ノヤルスの数をカウントし記憶する
パルスカウンタ／メモリと、除細動回路を包囲するケー
スの壁に接続されていて、除細動器の状態を表わす可聴
音を発生する圧電式スピーカと、体外の磁石に応答して
除細動器の状態を変え（作動又は不作動）、除細動器と
、除細動器のエンコードされた状態情報（・千ルスカウ
ントやキヤｉ４シタ充電時間情報のような）を送信する
テレメトリ一手段との内部テスト機能を実行できるよう
にし、そして上記圧電式スピーカによって可聴音を発生
できるようにし、双極性感知電極の適切な配置及び除細
動器の状態をこの可聴音で非侵襲的に指示させるような
手段とを備えている。 体外の制御器／モニタは、植え込まれた除細動器内部の
リードスイッチに対して適切に配置することにより上記
の機能を開始させる手持ち式の磁石と、植え込まれた除
細動器から電磁波として送信された成る状態情報をデコ
ードして表示装置に表示させる復調器を含むＲ，Ｆ、受
信回路とを備えている。 本発明は、特許請求の範囲に特に指摘する。本発明の上
記及び更に別の目的並びに効果は添付図面を参照した本
発明の解説のための実施例の以下の説明より理解されよ
う。 発明を実施する最良の態様 第１図は本発明の除細動システムの体内及び体外部品を
機能的な！ロック図の形態で示している。 植え込まれた部品は金属ケース（図示せず）内に収容さ
れ、鼓動リズムの異常を検出するスタンバイ式の除細動
器を構成する。このような鼓動リズムの異常が検出され
るのに応答して、除細動器は患者の心臓１０に一連の除
細動パルス（２５〜３０ジユール）を与え、その後、こ
の与えられた除細動パルスの累積数をメモリ（例えば、
力しンタ）に記録する。好ましい実施例では、除細動器
は、２５ジユールの除細動パルスを３個発生し、その後
もし必蓼があれば３０ジユールの、ｆルスを発生するこ
とができる。最初の・パルスの後に再び検出を行ない、
まだ不整脈があれば、充電を開始し、充電サイクルの終
りに第２のパルスを与える。 このパターンは、必要に応じて、第４番目の大エネルギ
のショックを与えるまで続けられる。その後、少なくと
も３５秒の正常な洞リズムが検出されるまではそれ以上
のノ母ルスを与えることができない。次いで、装置は、
更に別の一連の４個のショックを与え・る用意が整う。 本発明においては、患者の心臓及び除細動回路に多数の
電極が接続される。これらの電極は、心臓から除細動器
へ感知情報を送ると共に、除細動器から心臓へ大エネル
ギの除細動パルスを与える。 これらの電極は、右心室に配置されて心室の収縮から電
気的な活動性を感知するようにされた双極性の感知電極
１８と、電気的な活動性を感知しそして除細動パルスを
与えるための心臓間感知及び高圧付与電極２０及び２２
とを含んでいる。電極２０は上大静脈に配置され、そし
て・臂ツチ電極２２は心臓の先端付与の心筋に接続され
る。電極の構造及び回路接続については以下で詳細に説
明するが、双極性の感知ｖ１極１８は本発明の要旨の１
部を構成するのでこれについては特に詳細に説明する。 一方、本システムの体外部品は復調器・デコーダ回路１
２′ｆ：備え、これ１ｄＲＦ信号（高周波信号）全検出
し、そして好ましい実施例では植え込まれた除細動回路
の通電導体により電磁波として送信されるテレメトリ−
データをデコードする。更に、表示装置１４ｒｌ′ｉ、
除細動器に設けられた高電圧エネルギ蓄積キャパシタを
充電するのに必要な充電時間と、植え込まれた除細動器
に配憶された累積パルスカウント情報とを表示する。後
述するように、充電時間は、インバータが作動している
時にインバータ内の高圧インバータコイルから発せられ
るＲＦ信号全検出することによって導ｔＵされ、一方、
・母ルスカウント情報は、インバータが作動している時
に高圧インバータにより発生される同じＲＦ　ｊＷ号の
変調された送信信号をデコードすることによって導出さ
れる。 除細動器が皮下に植え込まれた状態では、ＩＪ−ドスイ
ッチ２４（除細動器のケースに収容された）に接近して
患者の皮膚にリング状の磁石２１を配置することにより
次の３つのうちの１つが生じる。 先ず第１に、除細動器が働いている場合には心臓の鼓動
と同期して、そして除細動器が不作動である場合には連
続的に、音声発振器５０が音を発生できるようにする。 第２に、所定時間（例えば３０秒）以上磁石をその位置
に保持した場合には状態フリップ−７０ツブ２６の状態
が替わる。第３に、除細動器が作動状態にある時に、磁
石２１を一時的に当てると、除細動器はノ４ルスカウン
ト情報及びキャノ４シタ充電時間情報のテレメトリ−デ
ータを送信し始める。これらの作動についても以下で詳
細に述べる。 前記したように、植え込み式除；細動器の別の特徴は、
心臓不整脈を検出する信頼性が高く、然も除細動ノｆル
スの不当付与を防止する信頼性が高いことである。これ
を遠戚するため、植え込み式除細動器は、前記の米国特
許出願第１７５，６７０号、米国特許ｓ４，１８４．４
９１５号、及び米国特許第４．２０２，３４０号に開示
されたような確率密度関数（ＰＤＦ　）分析回路２８を
備えている。更に、植え込み式の除細動器は、心臓１ｏ
の心室収＃を表わす心拍数信号を感知し、分析しそして
平均化する心拍数分析Ｏ＋均化回路３０を備えている。 回路２８及び３０が鼓動リズムの異常を検出した時には
、これらの各回路が作動可能化信号を発生し、この信号
はアンドゲート３２を作動させて信号ＩＮＶｓＴを発生
させ、この信号は次いで高圧インバータ・制御回路３４
の作動を開始婆せ、患者の心臓に除細動パルスを与える
用意を整える。このようなパルスの各々はｔ極２ｏ及び
２２にまたがって心臓へ送られる。 回路３４が作動状態になっていない限り、除細動ノ！ル
スの付与は生じない。回路３４を作動状態に入れるため
には、リング状の磁石２１を用いて状態フリップ−フロ
ップ２６をトグルし、このフリップ−フロップがそのＱ
出力にＥＮ信号を発生しそしてこのＧｔ号を回路３４に
送ってインバータ・制御回路３４を作動可能にさせるよ
うにする。更に、心臓１０の心室収縮信号の発生と同期
して心拍数（ロ）路３０から導体３５を経て送られる信
号は、回路３４のタイミング信号を来たし、除細動パル
スの発生は心室の収縮と同期される。このように同期が
ｋられた時には、除細動ノ母ルスは最も効率的に心臓１
０の除細動を行なり１不＠脈が加速されるおそれを少な
くする。 与えられた除細動パルスの数を追跡するために、回路３
４はこれが除細動パルスを発生するたびにＣＴ−ヤルス
信号を発生する。このＣＴ、母ルス信号は後述のノ母ル
スカウント回路によって使用される。 史に第１図を説明すれば、心拍数回路３０に組合わされ
た比較器３６は心拍数スレッシュボールド９を例えば１
６０鼓動／分にセットし、この心拍数においては、回路
３ｏはアンドゲート３２を経て送られるＰＯＦ出力に関
連して、高圧インバータ（ロ）路３４の作動を開始する
作動可能化信号を発生する。心拍数分析・平均化回路３
ｏは心室心拍数を表わす大きさを有したアナログ信号Ｒ
ＡＴεを導体３１に発生し、この信号を比較器３６の一
方の端子に供給する。比較器３６の他方の端子には信号
ＲＡＴＥ　　ＴＨＲＥＳＨＯＬＤが送られる。除細動器
ｏｎ造中に、信号ＲＡＴＥ　　丁ＨＲＥＳＩ−１０ＬＤ
　ＯＸ圧レベルは、ＲＡＴＥ　　信号によって指示され
る心室心拍数が例えば１６０鼓動／分という所定のトリ
がレベルに達した時に比較器３６がアンドゲート３２を
付勢するようにセットされる。 心臓に実際に細動が生じそしてインバータが除細動・ぐ
ルスを発生するとすれば、レジスタ３８より成るデジタ
ルノ平ルスカクンタが、インパール回路３４により発生
きれた０丁・ｆシス１ｇ号に応答する。従って、このカ
ウンタは与えられた除細動パルスの数の継続カウントｌ
保持スる。このカウント情報は、要求があった際に、後
述のり磁石によるテストＩの間に電磁波として送信する
ことができる。装置が作動状態にある時には、リードス
イッチ２４に対してリング状の磁石２１を瞬間的に配置
しそしてこの磁石を取り去ることにょシ磁石によるテス
トが開始される。これに応答して、インバータは作動を
開始し、磁石によるテスト論理回路４０からのテレメト
リ−制御信号がコンバータ３９を作動可能にして、デジ
タルカウント情報を直列化し、この直列のデータビット
をパルス巾変調回路９０へ送り、この回路９０は周波数
変調器９２を介して高圧インバータの周波数を周波数変
調する。インバータが作動している時は、インバータコ
イルによってＲＦ倍信号発生され、これは復調器１２に
より身体の外部で検出される。ＲＦ倍信号復謂してＲＦ
周波数を検出することにより、蓄積キャノＪ？シタの充
電時間（ＲＦ倍信号存在する最大時間に相当する）が検
出されると共に、患者に与えられた除細動パルスの合計
数が検出ざする。 傷調回路１２は一般のＦＭ復調器及び検出器である。こ
れは好ましくは患者から数インチの範囲内に記音される
。偵調が済むと、回路１２は、植え込まれたバッテリの
状態を指示するキヤ・母シタ九電時間を表示すると共に
、除細動器によって与えられたパルスの累積数を表示す
る。 状態の指示及び変更 音声発振器５０及び圧電トランスジューサ５２によって
発生される幾つかの音声は、植え込み式除細動器の状態
を指示する。作動状態においては、第１図の状態フリッ
プ−７０ツブ２６はアンドダート４４の一方の入力を作
動可能化状態に保持し、該アンドダートの他方の入力は
心拍数回路３０からの心室鼓動信号によって周期的に作
動可能にされる。従って、リードスイッチ２４の付近に
磁石２１を配置した時には、心拍数回路３０からの各各
の心室鼓動・量ルスの発生によってアンドｒ−）４８及
び音声発振器５０が瞬間的に付勢される。 （リードスイッチ２４が磁石２１によって閉じると、低
状凹即ちＩＯ＃状態信号がインバータ４６に与えられ、
そして１１＃入力がアンドゲート４８に与えられる。）
この時、発振器５０は、植え込み式除細動器のケースに
直結された音声スピーカ（圧電トランスジューサ）５２
を駆動する。 従って、作動状態に留まっていて、例えば状態フリップ
−フロップ２６がそのＱ出力を与える時には、心臓の鼓
動と同期した音が周期的に発生される。好ましい実施例
においては、圧電トランスジューサ５２が約３．０００
Ｈｚ　　で共振し、これはトランスジューサによシ発生
される音の届く範囲内にいる者により耳で検出される。 従って、心臓鼓動と同期して圧電結晶５２によって発生
されるパルス音は、双極性ｗ！、極１８が患者の心臓内
に適切に配置されていることを指示する。 一方、状態フリップーフロツノ２６が不作動であり、例
えばＥＮ信号が発生されない場合には、アンドゲート４
４が作動不能にされ、フリップ−フロップ２６はそのｄ
出力を経て、連続的な作動ｃｉＪ能化倍化信号ンド？　
−ト４８の一方の人力に与える。不作動状態においては
、リードスイッチ２４付近に磁石２１を配置すると、イ
ンバータ４６を介して連続的な作動ｃｉＪ能化倍化信号
ンドゲート４８の他方の入力に与えられる。その結果、
発振器５０は連続的に駆動されて、約５０００Ｈｚの定
常可聴音を圧電トランスジューサ５２から発生させる。 従って、・ヤルス音は除細動器が作動していることを指
示し、そして連続音は除細動器が不作動であることを指
示する。 装置が作動状態にある時に、双極性の感知プローブ１８
が右心室内に適切に配置されていない場合には、心室信
号が感知されないので、全く音が発生されない。従って
、可聴音の有無は、プローブ１８が右心室に対して適切
に配置されているかどうかを指示する。 発振器５０及び圧電トランスジューサ５２の作動周波数
は、トランスジューサ５２が所与のレベルの発生音に対
して最少量のエネルギしか消費しないように、除細動回
路を包囲する堅固なケースの固有共振動数に実質的に等
しく選択される。 植え込普れたケースの内壁５１に対する圧電結晶の取り
付けが第７図に示されている。ケースの壁５１を効果的
に共振式せるために、エコゼンド（Ｅｃｃｏｂｏｎｄ　
）　　２４という接着剤のようなエポキンセメントの固
体層５３が絶縁テープ５５を介して壁５１の而と結晶５
２の面との間の接着剤として働く。可聴音を発生するた
めには結晶と壁との間に空洞が存在しないのが好ましい
。むしろ、壁５１自体は音を発生するように撮動する。 除細動器の状態の切換え（状態フリップ−７０ツｆ２６
による）は、所定時間−好ましい実施例では３０秒−以
上リードスイッチ上に磁石を位置保持することによって
行なわれる。状態を切換えるために、３０秒タイマ回路
５４はＣに信号を発生し、この信号は磁石２１が３０秒
以上位置保持された（リードスイッチ２４閉成）時に状
態フリツゾーフロツプ２６をトグルする。タイマ５４は
、ＣＫ倍信号発生するようにトリが回路にＲ−Ｃ光電回
路Ｒを備えているのが好ましい。リードスイッチに応答
するデジタルタイマのような適当なタイマを遅延タイマ
として用いることができる。又、不作動状幅の時には、
状態フリップ−フロップ２６は除細動器の重要でない全
ての部品に対して′電源回路を切り、バッテリ（図示せ
ず）からの′直流の導出量を少なくする。不作動状態の
間に電力を必要とするのは状態切換回路と音声指示回路
だけである。同様に、作動状態の時には、ＥＮ信号が電
子スイッチ（図示せず）′ｆ：作動可能にし、心拍数回
路３０及びＰＤＦ回路２８に電力を与える・心拍数分析
・平均化回路３゜ 第２図は、第１図の心拍数分析・平均化回路３０の回路
図である。前記したように、この回路３０は、右心室の
減極作用を感知し、これに応答して、平均心室心拍数に
比例する電圧レベルを有したアナログ信号を発生する。 回路３ｏにおいて、１対の導体５６及び５７は双極性の
感知ｌローノ１８から心室信号を受は取る。心室鼓動信
号は高ｊｄ　フィルタ５８へ通され、このフィルタｔｄ
　５０Ｈｚの周波数より低い信号成分を減衰する。その
後、前置増巾器５９は高域フィルタからの信号を増巾す
る。電極１８と高域フィルタ５８との間には高電圧保護
回路５５が挿入されており、この回路は除細動・マルス
によって生じる高電圧から回路を保護する。 前ｔａ増巾器５９は、フィードバック回路に自動利イ４
＃制御器（ＡＧＯ）を有する増巾器６６に接続されてい
る。このＡＧＣは入力信号レベルが変化しても出力の振
巾を一足に保持しようとする。 ＥＣＧ人力信号は振巾が急激に変化することが知られて
いる。 比軟器７６より成るノ９ルス整形回路は、利得制御され
た心室鼓動信号を受は取り、これに応答TECHNICAL FIELD The present invention relates to an implantable defibrillator for defibrillating a patient's heart, and particularly relates to an improved arrhythmia detection means for more reliably detecting abnormalities in cardiac function, and an implantable defibrillator for defibrillating a patient's heart. The present invention relates to a defibrillator using telemetry and means for transmitting information representing the status and operation of the defibrillator. BACKGROUND ART In recent years, considerable progress has been made in the development of defibrillation techniques that effectively defibrillate various malfunctions and arrhythmias of the heart. Previous efforts have led to the development of implantable standby electronic defibrillators, which connect to the heart in response to detected abnormalities in the heart's rhythm. Sufficient energy is applied to the heart through the electrodes that are connected to the heart, providing a negative effect on the heart and restoring the heart to its normal heart rhythm. Additionally, much research effort has been directed toward developing techniques to reliably monitor cardiac activity to determine whether defibrillation is necessary. Such techniques include determining the presence of fibrillation based on the probability density function (CPOF) or monitoring the rate of ventricular activity. This PDF
A system using the technique statistically compares the location of each point on a cardiac waveform to the expected location of each point on a normal waveform. When the waveform becomes irregular, as measured by the probability density function, abnormality in cardiac function is suggested. This technology,
Langer et al. co-owned U.S. Patent No. 4.184.4
No. 93 and No. 4.202,340. As disclosed in co-owned patent application Ser. detecting ventricular fibrillation and fast tachycardia (the latter indicated by a heart rate above a predetermined minimum threshold) using a heart rate sensing circuit;
It distinguishes between normal heart rhythm or slow tachycardia, which is indicated by the heart rate falling below a predetermined minimum threshold. Additionally, research in this field has led to the development of heart rate detection systems that accurately measure heart rate for a wide variety of electrocardiogram (ECG) signals of various shapes. One such system is 1mr, filed on May 15, 1981.
It is disclosed in Co-owned Patent Application No. 263,910 by An et al. Despite these past efforts and the level of technology achieved in known devices, there are potential problems and drawbacks to such arrangements. Such issues include: (1) In order for an implantable defibrillator to operate properly and efficiently, it is necessary to
Since it is important to be able to detect R-waves, there is still a need to improve the detection of R-waves. (2) Sensing electrodes that monitor cardiac activity can sometimes shift, thus impairing the quality of the sensed ventricular beat signal or completely attenuating this signal, which may cause defibrillator failure. The operating cycle may become irregular or unreliable. (
3) Once implanted, there is currently no means to determine the status of the 1M implanted defibrillator (whether it works or not) or other operational status or functions. (4) Since the defibrillator is designed to operate automatically when necessary, it maintains a running count of the number of defibrillation pulses generated by the defibrillator and is not questioned. It would be advantageous to provide a means for transmitting stored count information and other status information without the need for invasive surgery. (5) Defibrillators have serious problems when their external high-voltage electrodes are shunted; therefore, these implantable defibrillators are designed with short circuits to protect sensitive internal circuits and electrodes. It is considered convenient to provide a prevention circuit (C shunt prevention circuit) function. (6) There is a danger when using a general defibrillator that applies a shock asynchronously to the R wave in response to an arrhythmia that increases in speed. It is preferable to perform defibrillation in synchronization with the R wave.In view of the above, an object of the present invention is to detect the occurrence of an abnormal heartbeat rhythm and to automatically apply defibrillation pulses in response to the occurrence of an abnormal heartbeat rhythm. Another object of the present invention is to ascertain whether heart rate sensing electrodes are properly placed without performing invasive surgery. It is an object of the present invention to provide an improved defibrillation device or calsoversion system that can perform the following steps. Still another object of the present invention is to transmit various status information indicating whether the electrodes are properly positioned relative to the heart and what the operating status of the electrodes is when interrogated by extracorporeal means. An object of the present invention is to provide an implantable defibrillator, that is, a cardioverter defibrillator. Yet another object of the present invention is to provide an implantable defibrillator or carno-overversion system in which IJ-information transmitted outside the patient's body is encoded and transmitted by circuitry within the implanted device. That's true. Yet another object of the present invention is to provide an implantable defibrillator or cardiopart system that can prevent external defibrillation pulses from being shorted between defibrillation electrodes. It is. Yet another object of the present invention is to provide an implantable defibrillator or carnoversion system with means for reducing the risk of accelerated arrhythmia in a patient during cardioversion. DISCLOSURE OF THE INVENTION According to embodiments of the invention that achieve the above and other objects:
Defibrillation devices include an implantable defibrillator and an external, non-invasive controller/monitor that changes the status and/or retrieves status information of the implanted defibrillator. It is equipped with The implantable defibrillator has a high voltage inverter circuit with a shunt prevention means and a P D F [nl path and heart rate that detects the rhythm of the heart and activates the high voltage inverter circuit together. a combination of a number analysis circuit and a series of electrodes connected to the heart, the bipolar sensing electrodes connected to the heart rate analysis circuit to sense ventricular heartbeat signals, and a high energy deflation. dynamic pulse and P
a series of electrodes including a high voltage) mother pulse applying electrode connected to said high voltage inverter circuit and POF circuit to respectively provide a DF information signal and a number of defibrillation noyals emitted by said inverter circuit; A pulse counter/memory that counts and stores the pulses, a piezoelectric speaker that is connected to the wall of the case surrounding the defibrillation circuit and that produces an audible tone indicating the status of the defibrillator, and a piezoelectric speaker that responds to a magnet outside the body. changes the state of the defibrillator (activated or inactive) and sends the defibrillator and encoded status information for the defibrillator (such as 1,000 pulse count and charge time information) to perform an internal test function with a means of telemetry, and to generate an audible tone by the piezoelectric speaker, which can be used to non-diagnosed the proper placement of the bipolar sensing electrodes and the status of the defibrillator. and means for invasively instructing. The external controller/monitor includes a hand-held magnet that initiates the above functions by proper placement relative to a reed switch within the implanted defibrillator and a reed switch within the implanted defibrillator. It includes an R, F, and receiving circuit including a demodulator that decodes status information transmitted as electromagnetic waves and displays it on a display device. The invention is particularly pointed out in the claims. The above and further objects and advantages of the present invention will be understood from the following description of illustrative embodiments of the invention with reference to the accompanying drawings. BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION FIG. 1 shows a functional diagram of the internal and external components of the defibrillation system of the present invention. It is shown in the form of a lock diagram. The implanted components are housed in a metal case (not shown) and constitute a standby defibrillator that detects heart rhythm abnormalities. In response to the detection of such heart rhythm abnormalities, the defibrillator delivers a series of defibrillation pulses (25-30 Joules) to the patient's heart 10, and then Memorize the cumulative number of dynamic pulses (e.g.
Record it on the printer. In the preferred embodiment, the defibrillator generates three defibrillation pulses of 25 Joules, followed by a pulse of 30 Joules if required. Detect again after the first pulse,
If there is still an arrhythmia, start charging and give a second pulse at the end of the charging cycle. This pattern continues, if necessary, until a fourth high energy shock is delivered. Thereafter, no further pulses can be given until at least 35 seconds of normal sinus rhythm are detected. The device then:
Ready to deliver yet another series of four shocks. In the present invention, multiple electrodes are connected to the patient's heart and the defibrillation circuit. These electrodes transmit sensing information from the heart to the defibrillator and provide high energy defibrillation pulses from the defibrillator to the heart. These electrodes include a bipolar sensing electrode 18 placed in the right ventricle to sense electrical activity from ventricular contractions and a bipolar sensing electrode 18 adapted to sense electrical activity and provide a defibrillation pulse. Intercardiac sensing and high pressure applying electrodes 20 and 22 for
Contains. Electrode 20 is placed in the superior vena cava, and lumbar electrode 22 is connected to the myocardium at the distal end of the heart. Although the structure of the electrodes and circuit connections are described in detail below, the bipolar sensing v1 pole 18 is one of the aspects of the present invention.
Since it constitutes a section, this will be explained in particular detail. On the other hand, the external parts of this system are the demodulator/decoder circuit 1
2'f: Provides for telemetry, which is a 1dRF signal (high frequency signal) that is fully detected and, in the preferred embodiment, transmitted as an electromagnetic wave by the current-carrying conductor of the implanted defibrillation circuit.
Decode the data. Furthermore, the display device 14rl′i,
Displaying the charging time required to charge a high voltage energy storage capacitor on the defibrillator and cumulative pulse count information stored on the implanted defibrillator. As described below, the charging time is determined by detecting all the RF signals emitted from the high-voltage inverter coils within the inverter when the inverter is operating;
- The mother pulse count information is derived by decoding the modulated transmit signal of the same RF jW signal generated by the high voltage inverter when the inverter is operating. When the defibrillator is subcutaneously implanted, the next step is to approach the IJ-doswitch 24 (housed in the defibrillator case) and place the ring-shaped magnet 21 on the patient's skin. One of three things will occur. First, the audio oscillator 50 is enabled to generate sound synchronously with the heartbeat when the defibrillator is activated, and continuously when the defibrillator is inactive. Make it. Second, if the magnet is held in that position for a predetermined period of time (for example, 30 seconds), the state of the state flip-70 tab 26 changes. Third, when the defibrillator is activated and the magnet 21 is applied momentarily, the defibrillator begins transmitting telemetry data including pulse count information and charge time information. These operations will also be discussed in detail below. As mentioned above, another feature of the implantable defibrillator is that
The reliability of detecting cardiac arrhythmia is high, and the reliability of preventing inappropriate application of defibrillation pulses is high. As a distant relative, implantable defibrillators are known from the aforementioned U.S. patent application Ser. No. 175,670, U.S. Pat.
915, and a probability density function (PDF) analysis circuit 28 as disclosed in U.S. Pat. No. 4,202,340. In addition, implantable defibrillators are
A heart rate analysis O+ equalization circuit 30 is provided to sense, analyze and average heart rate signals representative of ventricular contraction. When circuits 28 and 30 detect an abnormality in the heart rhythm, each of these circuits generates an enable signal that activates AND gate 32 to generate signal INVsT, which in turn is connected to the high voltage inverter. Control circuit 34
The patient's heart is ready to receive defibrillation pulses. Each such pulse is delivered to the heart across t-poles 2o and 22. Defibrillation no! unless circuit 34 is activated. No russ is attached. To put the circuit 34 into operation, the ring-shaped magnet 21 is used to toggle the state flip-flop 26, which flip-flop has its Q
An EN signal is generated at the output and the Gt signal is sent to circuit 34 to enable inverter and control circuit 34. Further, a signal sent from heart rate path 30 via conductor 35 in synchronization with the generation of the ventricular contraction signal of the heart 10 provides a timing signal for circuit 34 such that the generation of the defibrillation pulse coincides with the contraction of the ventricles. Synchronized. When synchronized in this way, the defibrillation routine most efficiently
0 defibrillation is performed to reduce the possibility that 1 cardiac arrest will be accelerated. To track the number of defibrillation pulses given, circuit 3
4 generates a CT-YALS signal each time it generates a defibrillation pulse. The CT and main pulse signals are used by a main pulse counting circuit which will be described later. Referring to FIG. 1, a comparator 36 associated with the heart rate circuit 30 sets the heart rate threshold 9 to 1, for example.
Set to 60 beats/min, at this heart rate circuit 3o generates an enable signal that initiates activation of high voltage inverter path 34 in conjunction with the POF output sent via AND gate 32. . Heart rate analysis/averaging circuit 3
o is an analog signal R having a magnitude representing the ventricular heart rate
ATε is generated on conductor 31 and this signal is applied to one terminal of comparator 36. The other terminal of comparator 36 receives the signal RATE THRESHOLD. While the defibrillator is being turned on, the signal RATE HRESI-10LD
The OX pressure level is set such that comparator 36 activates AND gate 32 when the ventricular heart rate, as indicated by the RATE signal, reaches a predetermined level, such as 160 beats/minute. If fibrillation actually occurs in the heart and the inverter generates a defibrillation/gurus, the digital no-hira ruska kunta consisting of the register 38 responds to the 0/f system 1g generated by the Imphal circuit 34. . Therefore, this counter is a continuous count l of the number of defibrillation pulses given.
Hold it. This count information can be transmitted as electromagnetic waves during test I using glue magnets, which will be described later, when requested. When the device is in operation, a magnetic test is initiated by momentarily placing the ring-shaped magnet 21 against the reed switch 24 and removing it. In response, the inverter begins operation and a telemetry control signal from magnetic test logic 40 enables converter 39 to serialize the digital count information and pulse-width modulate the serial data bits. The signal is sent to a circuit 90 which frequency modulates the frequency of the high voltage inverter via a frequency modulator 92. When the inverter is operating, an RF multiplied signal is generated by the inverter coil, which is detected external to the body by demodulator 12. RF double signal recovery and RF
By detecting the frequency, the accumulation cano J? The total charging time (corresponding to the maximum time that the RF signal is present) is detected, as well as the total number of defibrillation pulses delivered to the patient. The flaw circuit 12 is a general FM demodulator and detector. This is preferably recorded within a few inches of the patient. Once the reconnaissance is complete, the circuit 12 displays the power supply time indicating the condition of the implanted battery, as well as the cumulative number of pulses delivered by the defibrillator. Indicating and Changing Status Several sounds generated by audio oscillator 50 and piezoelectric transducer 52 indicate the status of the implantable defibrillator. In the activated state, the state flip-70 knob 26 of FIG. Enabled periodically. Therefore, when the magnet 21 is placed near the reed switch 24, the generation of each ventricular pulse pulse from the heart rate circuit 30 instantaneously energizes the ANDR-) 48 and the audio oscillator 50. (When reed switch 24 is closed by magnet 21, a low or IO# condition signal is provided to inverter 46;
The 11# input is then given to the AND gate 48. )
At this time, the oscillator 50 is connected to an audio speaker (piezoelectric transducer) 52 directly connected to the case of the implantable defibrillator.
to drive. Thus, while remaining in operation, for example when the state flip-flop 26 provides its Q output, a sound synchronized with the heartbeat is generated periodically. In the preferred embodiment, the piezoelectric transducer 52 has approximately 3,000
Hz, which is detected aurally by someone within range of the sound produced by the transducer. Therefore, the pulsed sound generated by the piezoelectric crystal 52 in synchronization with the heartbeat is bipolar w! , indicating that pole 18 is properly placed within the patient's heart. On the other hand, when the state flip-flop 26 is inactive and, for example, the EN signal is not generated, the AND gate 4
4 is disabled and flip-flop 26 is
Through the output, continuous operation ciJ enable doubling signal end?
-Give power to one side of port 48. In the inactive state, placing magnet 21 near reed switch 24 provides a continuously active ciJ enablement doubling signal to the other input of gate 48 via inverter 46 . the result,
Oscillator 50 is driven continuously to generate a steady audible sound from piezoelectric transducer 52 at approximately 5000 Hz. Thus, a chirp sound indicates that the defibrillator is active, and a continuous sound indicates that the defibrillator is inactive. Bipolar sensing probe 18 when the device is in operation
If the ventricular signal is not properly positioned within the right ventricle, no ventricular signal will be sensed and no sound will be generated. Therefore, the presence or absence of an audible tone indicates whether probe 18 is properly positioned relative to the right ventricle. The operating frequency of the oscillator 50 and piezoelectric transducer 52 is set to the natural resonant frequency of the rigid case surrounding the defibrillation circuit so that the transducer 52 expends the least amount of energy for a given level of generated sound. are selected to be substantially equal. The attachment of the piezoelectric crystal to the inner wall 51 of the implant case is shown in FIG. In order to effectively make the wall 51 of the case resonant, Eccobond
) A solid layer 53 of epoxy cement such as adhesive 24 is attached to the wall 51 and the crystal 5 through an insulating tape 55.
Acts as an adhesive between two surfaces. Preferably, there are no cavities between the crystal and the wall in order to generate audible sound. Rather, the wall 51 itself is photographed to generate sound. Defibrillator status switching (status flip-70 f26
) is carried out by holding a magnet in place over the reed switch for a predetermined period of time, in the preferred embodiment 30 seconds. To toggle the state, the 30 second timer circuit 54 generates a signal at C which toggles the state frizz flop 26 when the magnet 21 is held in position (reed switch 24 closed) for more than 30 seconds. . Preferably, the timer 54 includes an RC photoelectric circuit R in its circuit so as to generate a CK multiplied signal. Any suitable timer, such as a digital timer responsive to a reed switch, can be used as the delay timer. Also, when the width is inactive,
A status flip-flop 26 de-energizes all non-essential components of the defibrillator, reducing the amount of direct current drawn from the battery (not shown). Only the state switching circuit and the voice prompt circuit require power during the inactive state. Similarly, when activated, the EN signal enables an electronic switch (not shown) and powers the heart rate circuit 30 and the PDF circuit 28.Heart rate analysis and averaging circuit 3. FIG. 1 is a circuit diagram of the heart rate analysis/averaging circuit 30 of FIG. 1. FIG. As previously discussed, this circuit 30 senses right ventricular depolarization and, in response, generates an analog signal having a voltage level proportional to the mean ventricular heart rate. In circuit 3o, a pair of conductors 56 and 57 receive and take ventricular signals from bipolar sensing rotor 18. The ventricular beat signal is passed to a high jd filter 58, which filter td
Attenuate signal components below a frequency of 50Hz. Preamplifier 59 then amplifies the signal from the high pass filter. A high voltage protection circuit 55 is inserted between the electrode 18 and the high-pass filter 58, and this circuit protects the circuit from high voltages caused by defibrillation/malus. The front TA amplifier 59 has an automatic gain 4 in the feedback circuit.
# Connected to an amplifier 66 with a controller (AGO). This AGC attempts to keep the output amplitude constant even if the input signal level changes. It is known that the amplitude of the ECG human signal changes rapidly. The Norms shaping circuit, consisting of a converter 76, receives and responds to the gain-controlled ventricular beat signal.

【−て一連の方
形波パルスを発生する。便利にも、心室鼓動信号の正及
び負の両方の振れによってトリが・ぞルスが発生され、
従って回路３０は、心室信号が正方向又は負方向のいず
れかに強いような患者に関連した種々の特性心室信号に
も、或いは双極性の感知プローブ１８が配置される心室
の種々の位置から導出された特性信号にも、等しく応答
する。このため及び他の理由で、回路３０は非常に信頼
性が高い。 比較器７６からの方形波パルスはワンショットマルチバ
イブレータ７８をトリガし、このマルチバイブレータは
好ましくは約１５０ミリ秒という一定時間巾の別の方形
波パルスを発生する。この時間巾は装置の不応時間を表
わしている。この１５０ミリ秒の不応時間中、マルチバ
イブレータ７８は、この時間が経過するまで、°Ｔ波等
のような他の信号によって再トリガされることはない。 マルチバイブレータ７８からの均−巾の不応ノ９ルスよ
り成る信号ＲＥＦＲＡＣは平均化回路８０及びアンドｒ
−）４４（第１図）へ送られる。更に、Ｒ波出力信号は
ライン３５を経て高電圧インバータ制御回路３４へ送ら
れ、除細動ノナルスをＲ波出力と同期させる（第１図及
びｍ５図参照）。抵抗８２及びキャパシタ８４より成る
心拍数平均化回路８０はマルチバイブレータ７８からの
信号ＲＥＦＲＡＣを積分する。回路８０はその動作が周
波数−電圧コンバータに類似している。例えば、６０鼓
ｆｊＪｈ／分において、信号ＲＥＦＲＡＣのデユーティ
サイクルは１５ｑ６である。回路８０は、積分即ち平均
化を行なうと、所定の大きさｆ：吃つ上記のＲＡＴＥ　
　信号を発生する。心拍数が増加する時には、一定巾の
・ヂルスが頻繁に生じるので、ＲＥＦＲＡＣ信号のデユ
ーティサイクルも増加し、回路８０ば、これを積分する
と、それに対応した大きさのＲＡＴＥ信号を発生する。 このＲＡ丁Ｅ信号は比較器３６（第１図にも示す）によ
ってＲＡＴＥ　　ＴＨＲＥＳＨＯＬＤ信号と比較され、
この比較器はアンドゲート３２を付勢する作動可能化信
号を発生する。比較器３６のＲＡ　Ｔ　Ｅ　ＴＨＲＥＳ
）ＩＯＬＯ信号は、この比較器が所定の割合で作動可能
化信号を発生するように選択される。 第１図には示されていないが、遅延回路８６は２秒の遅
延を導入し、遅延回路８６への入力が２秒以上維持きれ
た場合にのみアンドダート３２へ信号を通す。この遅姑
は、自ら終υとなる短時間の不整脈を検出するおそれを
少なくする。 高圧インバータ・制御回路 高圧インバータ・制御回路３４が磁石によるテスト論理
量′路４０と共に第３図、第４図及び第６図に詳細に示
されている。先ず第４図を説明すれば、直流−直流コン
バータとしても知られている高圧インバータ２００Ｆｉ
、植え込み式除細動器の分野で良く知られている一般の
素子である。例えば、直流−直流コンバータについて述
べた米国特許第４，１６４，９４６号を参照されたい（
この特許の素子３０）。高圧インバータ２００は体内の
エネルギ蓄積キャパシタ２０２を充電し、このキヤ・セ
ンタは所定レベルまで充電され、そしてＳＶＣ電極２０
及び・臂ツチ電極２２ｆ：経て患者の心臓に放電するか
、或いは後述の状態の下でテスト負荷抵抗器２１２を通
して放電する。高圧インバータ２００は植え込まれたコ
イル（図示せず）を備えており、このコイルはインバー
タの作動中即ちキヤ・９シタ２０２の充電時間中にＲＦ
倍信号放射する◇後述するように患者の体外で検出でき
るのはとのＲＦ放射である。 前記の状態フリップ−フロップ２６からのＥＮ伯信号よ
って高圧インバータが作動０Ｔ能にされた時には、イン
バータ２００が作動する状態にある。 高圧インバータ２００は、ＩＮＶＥＲＴＥＲ５ＴＡＲＴ
信号を受けた際に作動を開始し、この信号は第３図に示
されたようにアンドデート３２からのＩＮＶｓＴ信号か
父は磁石によるテスト論理回路４０（第１図及び第３図
に示された）からのＭＧＴＳＴ　信−号かのいずれかを
受信することによって開始される。 高圧インバータは作動を開始し、後述するように、磁石
によるテスト論理回路４０へＩＮＶ　ＲＵＮＮＩＮＧ信
号を与える。高圧インバータは、エネルギ蓄積キャノｅ
シタ２０２がその所定レベルに充電されるまで作動を続
ける。高圧インバータが作動する時間、即ち高圧インバ
ータがキャパシタ２０２を光電するに要する時間は、除
細動器のバッテリの強さの指示であることが明らかであ
ろう。（米国特許第４．１６４，９４６号の説明を参照
されたい）。 更に、高圧インバータの充電時間中には、インバータコ
イルのＲＦ放射が、電極２０．２２間でのインバータ放
ｌ；回数金表わすように周波数変調され、この情報は復
調器兼デコーダ１２によって患者の体外で検出すること
ができる。 キャパシタ２０２は、ライン２０６を経てテスト負荷５
ＣＲ２０４にトリガフ９ルスが受は取られるか或いは患
者５ＣＲ２１０を作動可能にするトリガ信号がリード２
０８間に受は取られるかに基いて、テスト負荷２１２を
介して放電されるが、或いは患者電＃！、２０及び２２
間で放電される。ライン２０６及びリード２０８は第３
図について以下に述べる制御回路によって作動きれる。 ライン２０６上のノぞルスによって５ＣＲ２０４がトリ
ガされた時には、キャパシタ２０２がテスト負荷抵抗器
２１２にまだがって放電し、リード２０８上の信号によ
って患者５ＣＲ２１０が作動源れた時には、キヤ・ぐシ
タ２０２が患者′電極２０．２２にまたがって放電する
。キャパシタが患者電極にまたがって放電する時には、
ＣＴにカウント信号が与えられ、この信号は、第１図に
示されたように、患者の心臓に対する放電の回数を表わ
すカウンタ３８を増加させる。同様に、第４図に示され
たように、／ヤルスフィードバック信号が与えられ、こ
れは第６図に示されたように制御回路に送られて、後述
のように切断５ＣＲ２１４をトリガする。 患者５ＣＲ２１０は、リード２０８及び分路防止回路を
経て送られる信号によりトリガされる。 分路防止回路は、リード２０８Ｋまたがるトリガ人力に
［６答して患者５ＣＲ２１０をトリガするようにこのＳ
ＣＲに接続された小型の・ｆルス変成器２１６を備えて
いる。トリガ入力信号はこの変成器２１６の１次巻線に
送られ、この変成器の２次巻線は患者５ＣＲ２１０を作
動し、高圧の除細動ｉｅルスをＳＶＣ及びパッチ電極２
０．２２へ送れるようにする。このような回路は、植え
込まれた装置が接続されている患者の心臓に体外から除
細動電圧がかけられた時に、この体外からの除細動電圧
が植え込まれた装ＷＫ送られず、特に高圧インバータに
送られないという欠点を回避する。変成器によるカップ
リングは、アースへの低インピーダンス路を排除する。 切断５ＣＲ２１４は、第３図及び第４図に示されたよう
に、ライン２１６上の信号によって作動される。切断Ｓ
ＣＲの目的は次の通りである。キャパシタ２０２が植え
込まれた′電極にまたがって放電する時には、放電が指
数関数的に減衰する波形となる。波形が成る電圧まで減
衰すると、切断５ＣＲ２１４が点弧して、この減衰する
パルスを切断する。この所定の減衰点は、完全減衰パル
スがとるであろう点の約２／３であるのが好ましい。 第４図の回路へのトリが信号は、第６図に示されたよう
に、磁石によるテスト論理回路４０に関連したインバー
タ制御回路によって与えられる。 第６図に示されたように、アンドゲート３２から蛍けた
ＩＮＶｓＴ　信号又は磁石によるテスト論理回路４０か
ら受けたＭＧ丁ＳＴ　信号はオア？−ト２１８へ送られ
、このオアゲートは、光電キャノ４シタ２０２を充電さ
せるように高圧インバータの作動を開始させるＩＮＶＥ
ＲＴＥＲ５ＴＡＲＴ信号を発生する。 除細動の必要性が生じてアンドゲート３２からＩＮＶＳ
Ｔ　信号が生じたと仮定すれば、このような信号はオア
ｒ−）２１８を経てインバータの作動を開始し、患者フ
リップ−フロップ２２０をセットする。患者フリップ−
フロップの出力はアンドｒ　−ト２２２に送られる。ア
ンドｒ　−）　２２２への第２人力には、第１図に示さ
れた心拍数分析回路３０からのＲ波検出出力信号が送ら
れる（ライン３５を経て）。アンドケ゛−１２２２の第
５人力は、インバータ論理累子２２４を経て　ＩＮＶＲ
ＵＮＮＩＮＧ　信号を受は取るように高圧インバータに
接続されるロインバータが作動する時間中には、アンド
ゲート２２２の第３人力が低レベルでありそしてアンド
ｃ　−ト２２２の出方が低レベルである。インバータが
作動を停止した時、即ち除細動器のキャパシタの充電が
完了した時には、インノぐ一夕論理素子２２４の出力が
高レベルとなる。 従って、アンドｒ　−）　２２２へ次の日波人カが送ら
れると、適当なＲｃノ４ルス整形回路網２２６及ヒハッ
７ア２２８を経てトランジスタ２３０ヘノｊルスが発生
される。トランジスタ２３０は作動され、患者トリがＡ
？ルスがリード２０８に送られる。 前記したように、リード２０８を経て患者トリガノ＋ル
スを受は取ると、第４図に示されたように患者５ｃＲ２
１０が点弧され、キャノ９シタ２０２は患者の心臓に接
続された電極Ｋｔたがって放電する。この放電によりカ
ウントＣＴノｆルスが与えられ、これはオアデート２３
２を経て患者フリッゾーフロツノ２２０をリセットする
。 、壱者５ＣＲ２］０がトリガされると、キャパシタ２０
２が放電して、患者の心臓に接続された電極間に、指数
関数的に減衰する高圧ノ！ルスを与える。この指数関数
的に減衰する・母ルスはパルスフィードバック端子を経
てスレッシュホールド比較器２３４ヘフイードバツクさ
れる。この指数関数的に減衰する／４’ルスフィードバ
ック信号が、比較器２３４の負の久方端子に与えられる
所定基準レベルまで下がると、比較器は出力を発生し、
これｈイ７パ−タ２３６によって反転され、ノヂルヌ整
形回路網２３８によって整形されて、リード２１６にパ
ルスが与えられ、第４図に示すように、切断５ＣＲ２１
４が点弧される。切断５ＣＲ２１４が点弧されると、電
極２０．２２にまたがる指数関数的に減衰するノ！ルス
が切断される。これを行なうのけ、／４′ルスを指数関
数的にゼロレベルまで減衰させることを必要とするのが
望ましくないからである。 磁石によるテスト論理回路４ｏの作動及びテスト負荷５
ｃＲ２０４のトリが作動について以下に述べる。磁石に
よるテスト論理回路は、アンドｒ−）２４０が付勢され
た時に作動が開始される。 アンド？−）２４０は除細動器が作動可能にされた時即
ち状態フリップーフロッゾ２６からＥＮ信号を受けた時
に付勢され、磁石２１をリードスイッチ２４から取り去
ると、正の高レベル信号がアンド’ｒ−）２４０に与え
られる。即ち、磁石２】がリードスイッチ２４の付近に
もっていかれると、これによってリードスイッチの接点
が閉じ、アンドゲート２４０には負のゼロ入力が与えら
れる。 磁石を取り去り、これによりリードスイッチ２４が開く
と、リードスイッチからアンドゲート２４０へ送られる
入力が高レベルとなり、アンドｆ−１２４０が付勢され
る。磁石によるテストを開始させるためには、３０秒以
内に磁石２１をリードスイッチ２４の付近から取り除か
ねば々ら々いことに注意されたい。もし磁石２１を３ｏ
秒以上ＩＪ　　ｐスイッチ２４の付近に置いた場合には
。 状態フリッグーフロツ７０２６が作動不能にされ、状態
７リツグーフロツ７°２６からアンドゲート２４０へ送
られる入力が低レベルになり、従ってアンドゲート２４
０の付勢を阻止する。 アン）′ゲート２４０が付勢されると、遅延７リツプー
フロツプ２４２がセットされ、これはオアゲート２１８
を経てインノ９−タ・制御回路３４へＭＧＴＳＴ信号を
与え、これによりインバータの作動が開始される。更に
、フリップ−フロラｆ２４２の出力は磁石によるテスト
フリツゾーフロツプ２４４をセットする。磁石によるテ
ストクリップ−７０ツ７°２４４がセットされると、遅
延素子２４６による短時間の遅延の後にアンドゲート２
４８へ入力信号が発せられる。アンドデート２４８への
第２の入力はインバータ論理素子２２４を経てＩＮＶ　
　ＲＵＮＮＩＮＧ　　ラインに接続される。インバータ
の作動が終わり、内部キャノ４シタ２０２が完全に充電
されたことが示されると。 アンドゲート２４８への第２人力が高レベルになり、ア
ンド’／”　−）　２４８が付勢される。アンドゲート
２４８からの出カッ９ルスはパルス整形・バッファ回路
を経てテスト負荷ＳＣＲトリガライン２０６に与えられ
、テスト負荷５ＣＲ２０４が点弧される。次いでキャノ
譬シタはテスト負荷抵抗器２１２にまたがって放電する
。 磁石によるテストフリツプーフロッゾ２４４がセットさ
れ、そのＱ出力が高レベルになると、このＱ出力はオア
ゲート２３２へ送られて、患者フリップーフロップ２２
０をリセット状態に保持する。従って、磁石によるテス
ト状態中には、患者フリップ−フロップの作動が阻止さ
れ１．１１者の心臓に除細動ノｆルスを与えることはで
きない。 磁石によるテスト中に、磁石によるテストフリップ−フ
ロップ２４４がセットされた時には、インバータが作動
している時間中にテレメトリ−制御アンドｆ−）　２５
０が作動可能にされる。これにより、磁石によるテスト
論理回路４０からテレメ）　ＩＪ−制御信号が送られ、
この信号は第１図に示されたように８ビツトの並列−直
列コンバータ３９に送られる。 前記したように、患者に与えられた除細動ショックの回
数はＣＴ倍信号表わされ、これらの信号は第１図に示さ
れたようにカウンタ３８へ送られる。磁石によるテスト
論理回路４ｏからテレメトリ−制御信号が与えられた時
には、カウンタ３８の内容が８ビット並列−直列コンバ
ータ３９へ送られる。コンバータ３９からの直列データ
ビットはｉｊルス巾変調回路９ｏへ送られ、この回路は
パルス巾変調された信号をインバータ周波数変調器９２
へ与える。このインバータ周波数変調器９２は、インバ
ータが作動している時間中にインバータコイルによって
放射され走ＲＦ信号を周波数変調する。この周波数変調
された情報は体外の復調器・デコーダ１２によって患者
の体外で検出でき、上記の摺調器・デコーダは周波数変
調された信号を復調して、カウントされた除細動パルス
の数を表示する。更に、インバータコイルが高周波を発
生する時間を検出することにより、除細動器のキャパシ
タの充電時間が測定される。テレメトリ−情報をカウン
タ３８から読み取り、変換し、パルス中変調し、そして
インベータ周波数でｆ調するのに要する時間は約２秒で
あるが、高圧づンバータ轡制御回路内に含まれた高圧キ
ャパシタを充電するのに要する時間は５〜６秒である。 後調器・デコーダ１２及び表示装置１４は、送信された
情報を復調、デコード及び表示するのに適した体外装置
である。 さて第６図を参照し、４力ウント保持回路について述べ
る。前記したように、４力ウント保持回路は、４個の除
細動ノＪ？ルスが患者に与えられた後。 ３５秒の正常の洞リズムが検出されるまで、インバータ
を禁止する。４力ウント保持回路は４段シフトレジスタ
を備え、その第４段Ｑ３にインバータ禁止ラインが接続
される。ＣＴ大入力経て除細動・量ルスが検出されると
、除細動ショックを表わす各々のＣＴｌ臂ルスがカウン
トされる。４カウントを受けると、インバータ禁止出力
が与えられ。 高圧インバータを禁止する。各々のＣＴパルスはオア’
ｒ−）３０２を経て３５秒遅延タイマ３０４へも送られ
る。各々のＣＴ大入力受けると、３５秒遅延夕１マの作
動が開始される。４個のＣ７ノｆＡ、スの後に１オアｒ
−ト３０２へなおも１ＮＶＳＴ入力が送られて、患者に
除細動の必要性がなおもあることを示す場合には、５５
秒遅延タイマは作動を続ける。ＩＮＶｓＴ信号が現われ
々いことによって正常の洞リズムが検出された時だけ、
６５秒遅延タイマはシフトレジスタ３００をリセットし
。 高圧インバータを作動できるようにする。 双極性の感知電極１８ 第５図は第１図に示された双極性の感知電極１８を詳細
に示している。この電極１８は右心室に植え込まれ、前
記したように、心室の収縮によって発生される比較的弱
い電気信号を感知する。 Ｒ波として知られているこの信号は１次いで、第１図の
心拍数分析・平均化回路３０へ供給される。 電極１８は、第１のワづヤリード３０１と、このリード
３０１から離間された第２のワイヤリード３０２とを備
えている。リード３０１はこれの周りに圧縮された導電
性の遠方端チップ３０３に電気的に通じてお９．一方、
リード３０２はこれに接触する導電性のリング電極３０
４に電気的に通じており、この電極３０４は可撓性絶縁
エラストマ３０６を包囲している。好ましい実施例にお
いては、導電性の素子３０３と３０４との間隔が約１ｃ
ｒｎである。 リードコイル３０７及び３０８はワイヤリード３０１及
び３０２に巻かれてこれらを取り巻く。 リードコイル３０７，３０８は２内腔管３０５内に個々
に包囲され、植え込み式装置へ差し込まれるプラグ素子
３１０へと延びる。リードコイル３０８は、更に、その
遠方端付近如メディカルグレードシリコーンの包囲管を
備えている。 双極性電極１８の構造は厳密には、上記したものと異な
り、その重要な特徴は遠方端チップ電極３０３とリング
電極３０４との間の離間距離である。更に、これら２つ
の電極は、一体構造体の１部を構成しないコルク抜き又
はニードル型の電極のような別個の電極でもよい。チッ
プ電極３０３とリング電極３０４との間の距離を、公知
の４−サの電極によシ通常与えられる２、５ｃｒｎ以上
の距離ではなくて、０．５ないし１．５ｃｒｎ、好まし
くはｉ、ｏｃｒｎに限定することにより、多形性の心室
頻脈や心室細動のような特に混乱した心臓不整脈中に心
拍数をカウントするのに有用な立ち上り時間の速い信号
が得られることが分った。 ここで用いた′細動″、′カルソオバージョン″、ｌ除
細動″、′除細動器″及び〃カルソオバータ″という語
は、高電圧のショックを与えることによシ正常の鼓動リ
ズムに４帰させることのできるような致命的なあらゆる
不整脈、並びにこのような不整脈を正常なリズムに復帰
させることを指すものであり、例えば心拍数の高い致命
的な頻脈はここで用いた′細動″と等価であるとみ々さ
れたい。 前記の目的を達成する本発明の解説のための実施例を以
上に説明した。特許請求の範囲から逸脱せずに多数の変
更及び修正がなされ得ることが理解されよう。[- generates a series of square wave pulses. Conveniently, both positive and negative swings in the ventricular beat signal cause a signal to be generated;
Accordingly, the circuit 30 can also derive different characteristic ventricular signals associated with the patient, such that the ventricular signal is strong in either the positive or negative direction, or from different locations in the ventricle where the bipolar sensing probe 18 is placed. It also responds equally to characteristic signals that are For this and other reasons, circuit 30 is very reliable. The square wave pulse from comparator 76 triggers a one shot multivibrator 78 which generates another square wave pulse of fixed duration, preferably about 150 milliseconds. This time span represents the refractory time of the device. During this 150 millisecond refractory time, multivibrator 78 will not be retriggered by any other signal, such as a °T wave, etc., until this time has elapsed. A signal REFRAC consisting of a uniformly wide refractory pulse from multivibrator 78 is applied to averaging circuit 80 and
-) 44 (Figure 1). Additionally, the R-wave output signal is sent via line 35 to a high voltage inverter control circuit 34 to synchronize the defibrillation nonals with the R-wave output (see Figures 1 and m5). Heart rate averaging circuit 80, consisting of resistor 82 and capacitor 84, integrates signal REFRAC from multivibrator 78. Circuit 80 is similar in its operation to a frequency-to-voltage converter. For example, at 60 beats fjJh/min, the duty cycle of signal REFRAC is 15q6. When the circuit 80 performs the integration or averaging,
Generate a signal. When the heart rate increases, as pulses of constant amplitude occur more frequently, the duty cycle of the REFRAC signal also increases, and circuit 80 integrates this to generate a RATE signal of corresponding magnitude. This RATE signal is compared with the RATE THRESHOLD signal by a comparator 36 (also shown in FIG. 1);
This comparator generates an enable signal that activates AND gate 32. RA T E THRES of comparator 36
)IOLO signal is selected such that the comparator generates an enable signal at a predetermined rate. Although not shown in FIG. 1, delay circuit 86 introduces a two second delay and passes the signal to AND/DART 32 only if the input to delay circuit 86 is maintained for more than two seconds. This delay reduces the risk of detecting a short-term arrhythmia that ends on its own. High Voltage Inverter and Control Circuit The high voltage inverter and control circuit 34 is shown in detail in FIGS. 3, 4 and 6 along with magnetic test logic circuit 40. First, to explain Figure 4, the high voltage inverter 200Fi, also known as a DC-DC converter.
, a common element well known in the field of implantable defibrillators. See, e.g., U.S. Pat. No. 4,164,946, which describes a DC-DC converter (
Element 30) of this patent. The high voltage inverter 200 charges the internal energy storage capacitor 202, which is charged to a predetermined level and the SVC electrode 20
and the armpit electrode 22f, which discharges via the patient's heart or, under conditions described below, through the test load resistor 212. The high voltage inverter 200 includes an implanted coil (not shown) that receives RF signals during operation of the inverter, i.e., during charging time of the converter 202.
Emit double signal ◇As described below, it is the RF radiation that can be detected outside the patient's body. Inverter 200 is in an operative state when the high voltage inverter is enabled by the EN signal from status flip-flop 26. The high voltage inverter 200 is INVERTER5TART
It starts operating when a signal is received, and this signal is either the INVsT signal from ANDDATE 32 as shown in FIG. The MGTST signal is initiated by receiving either the MGTST signal from the The high voltage inverter begins operation and provides an INV RUNNING signal to magnetic test logic 40, as described below. High voltage inverter can store energy
Operation continues until the battery 202 is charged to its predetermined level. It will be appreciated that the time the high voltage inverter is activated, ie, the time it takes for the high voltage inverter to photocharge the capacitor 202, is an indication of the defibrillator battery strength. (See discussion in US Pat. No. 4,164,946). Furthermore, during the charging time of the high-voltage inverter, the RF radiation of the inverter coil is frequency modulated between the electrodes 20. It can be detected by Capacitor 202 is connected to test load 5 via line 206.
A trigger pulse is received on CR204 or a trigger signal that enables patient CR210 is sent to lead 2.
is discharged through the test load 212 based on whether the receiver is taken during the 08 or patient voltage! , 20 and 22
discharged between. Line 206 and lead 208 are the third
It is operated by a control circuit described below with reference to the figure. When 5CR 204 is triggered by the nozzle on line 206, capacitor 202 discharges across test load resistor 212, and when patient 5CR 210 is activated by the signal on lead 208, the capacitor 202 discharges across test load resistor 212. 202 discharges across the patient' electrode 20.22. When the capacitor discharges across the patient electrode,
A count signal is provided to the CT which increments a counter 38 representing the number of electrical discharges to the patient's heart, as shown in FIG. Similarly, as shown in FIG. 4, a /Jals feedback signal is provided which is sent to the control circuit as shown in FIG. 6 to trigger disconnect 5CR 214 as described below. Patient 5CR 210 is triggered by a signal sent through lead 208 and the shunt prevention circuit. The shunt prevention circuit allows this S
It is equipped with a small f-Russ transformer 216 connected to the CR. The trigger input signal is sent to the primary winding of this transformer 216, which actuates the patient 5CR 210 and transmits the high voltage defibrillation pulse to the SVC and patch electrodes 210.
Make it possible to send to 0.22. Such a circuit is designed to ensure that when an external defibrillation voltage is applied to the patient's heart to which the implanted device is connected, the external defibrillation voltage is not sent to the implanted device WK. , especially avoiding the disadvantage of not being fed to a high voltage inverter. Coupling through the transformer eliminates a low impedance path to ground. Disconnect 5CR 214 is actuated by a signal on line 216, as shown in FIGS. 3 and 4. Cutting S
The purpose of CR is as follows. When the capacitor 202 discharges across the implanted electrode, the discharge has an exponentially decaying waveform. When the waveform decays to a voltage, cut 5CR 214 fires to cut this decaying pulse. Preferably, this predetermined decay point is approximately 2/3 of the point that a fully damped pulse would take. The input signal to the circuit of FIG. 4 is provided by an inverter control circuit associated with magnetic test logic 40, as shown in FIG. As shown in FIG. 6, is the INVsT signal received from the AND gate 32 or the MGST signal received from the magnetic test logic circuit 40 an OR? This OR gate is sent to the INVE gate 218 which starts the operation of the high voltage inverter to charge the photoelectric sensor 202.
Generates the RTER5TART signal. When the need for defibrillation arises, INVS is issued from AND gate 32.
Assuming a T signal occurs, such a signal initiates operation of the inverter via OR-) 218 and sets the patient flip-flop 220. patient flip
The output of the flop is sent to an AND gate 222. A second human input to 222 is the R-wave detection output signal from the heart rate analysis circuit 30 shown in FIG. 1 (via line 35). The fifth human power of ANDK-1222 is INVR via the inverter logic converter 224.
During the time when the low inverter connected to the high voltage inverter to receive and receive the UNNING signal operates, the third input of the AND gate 222 is at a low level and the output of the AND gate 222 is at a low level. . When the inverter stops operating, ie, when the defibrillator capacitor is fully charged, the output of the logic element 224 goes high. Therefore, when the next day's power is sent to ANDr-) 222, a pulse is generated at transistor 230 via appropriate Rc pulse shaping circuitry 226 and H7A 228. Transistor 230 is activated so that the patient
? Ruth is sent to lead 208. As described above, upon receiving the patient's triganosomes via lead 208, patient 5cR2 is removed as shown in FIG.
10 is fired and the canister 202 discharges the electrode Kt connected to the patient's heart. This discharge gives a count CT pulse, which is ordate 23
2 to reset the patient frizzo tube 220. , Ichisha5CR2]0 is triggered, the capacitor 20
2 discharges an exponentially decaying high voltage between the electrodes connected to the patient's heart! Give Rus. This exponentially decaying pulse is fed back to the threshold comparator 234 via the pulse feedback terminal. When this exponentially decaying /4' pulse feedback signal falls to a predetermined reference level applied to the negative terminal of comparator 234, the comparator produces an output;
This is inverted by the h-7 parter 236, shaped by the nozzle shaping circuitry 238, and a pulse is applied to the lead 216, as shown in FIG.
4 is fired. When the cut 5CR 214 is fired, the exponentially decaying voltage across the electrode 20.22! Luz is cut off. This is because it is undesirable to do this without requiring the /4' rus to decay exponentially to a zero level. Operation of test logic circuit 4o by magnet and test load 5
The operation of the cR204 bird is described below. The magnetic test logic circuit is activated when ANDr-) 240 is energized. and? -) 240 is energized when the defibrillator is enabled, ie when it receives the EN signal from the status flip-flop 26, and when the magnet 21 is removed from the reed switch 24, the positive high level signal is 'r-)240. That is, when the magnet 2] is brought near the reed switch 24, the contacts of the reed switch are closed and a negative zero input is given to the AND gate 240. When the magnet is removed, thereby opening reed switch 24, the input from the reed switch to AND gate 240 goes high, energizing AND f-1240. Note that magnet 21 must be removed from the vicinity of reed switch 24 within 30 seconds in order to initiate the magnet test. If magnet 21 is 3o
If it is placed near the IJp switch 24 for more than a second. State 7 frigflotz 7026 is disabled and the input from state 7 frigflotz 7026 to AND gate 240 is low, thus causing AND gate 24
0 bias is prevented. When gate 240 is activated, delay 7 trip flop 242 is set, which is connected to OR gate 218.
The MGTST signal is applied to the inverter/control circuit 34 via the inverter, thereby starting the operation of the inverter. Additionally, the output of flip-flop f242 sets a magnetic test fritz flop 244. When the magnetic test clip - 70° 7° 244 is set, the AND gate 2 is set after a short delay by delay element 246
An input signal is issued to 48. The second input to ANDATE 248 is INV via inverter logic element 224.
Connected to RUNNING line. Once the inverter has finished operating and the internal canister 202 is shown to be fully charged. The second input to the AND gate 248 goes to a high level, energizing the AND'/''-) 248. The output signal from the AND gate 248 passes through a pulse shaping and buffer circuit to the test load SCR trigger line 206 The test load 5CR 204 is ignited.The canonical detector then discharges across the test load resistor 212.When the magnetic test flip-flop 244 is set and its Q output goes high, This Q output is sent to the OR gate 232 and the patient flip-flop 22
Holds 0 in reset state. Therefore, during the magnet test condition, the patient flip-flop is inhibited from operating and no defibrillation pulse can be delivered to the patient's heart. During the magnetic test, when the magnetic test flip-flop 244 is set, the telemetry control AND f-) 25 during the time the inverter is operating.
0 is enabled. As a result, an IJ-control signal is sent from the magnetic test logic circuit 40,
This signal is sent to an 8-bit parallel-to-serial converter 39 as shown in FIG. As mentioned above, the number of defibrillation shocks delivered to the patient is represented by CT multiplied signals, and these signals are sent to counter 38 as shown in FIG. When a telemetry control signal is applied from magnetic test logic circuit 4o, the contents of counter 38 are sent to an 8-bit parallel-to-serial converter 39. The serial data bits from converter 39 are sent to pulse width modulation circuit 9o which converts the pulse width modulated signal to inverter frequency modulator 92.
give to The inverter frequency modulator 92 frequency modulates the running RF signal radiated by the inverter coil during the time the inverter is operating. This frequency modulated information can be detected outside the patient's body by an external demodulator/decoder 12, which demodulates the frequency modulated signal and calculates the number of defibrillation pulses counted. indicate. Furthermore, by detecting the time during which the inverter coil generates the high frequency, the charging time of the capacitor of the defibrillator is measured. The time required to read the telemetry information from the counter 38, convert it, modulate it during pulses, and tune it to the inverter frequency is about 2 seconds, but the time required to read the telemetry information from the counter 38, convert it into pulses, and tune it to the inverter frequency is approximately 2 seconds, and the time required to read the telemetry information from the counter 38, convert it into pulses, and tune it to the inverter frequency is approximately 2 seconds. The time required to charge the battery is 5 to 6 seconds. Postmodulator/decoder 12 and display device 14 are extracorporeal devices suitable for demodulating, decoding, and displaying the transmitted information. Now, referring to FIG. 6, the four-power count holding circuit will be described. As mentioned above, the 4-force count hold circuit has 4 defibrillation units. After Rus is given to the patient. Inverter is inhibited until 35 seconds of normal sinus rhythm is detected. The four-power count holding circuit includes a four-stage shift register, and an inverter inhibit line is connected to the fourth stage Q3. When a defibrillation pulse is detected after a large CT input, each CTl pulse representing a defibrillation shock is counted. When 4 counts are received, an inverter inhibit output is given. Prohibit high voltage inverters. Each CT pulse is or'
r-) 302 to the 35 second delay timer 304. When each CT large input is received, a 35-second delay operation starts. 4 C7 no fA, 1 orr after S
- 1 NVST input is sent to port 302 to indicate that the patient still requires defibrillation;
The seconds delay timer continues to run. Only when normal sinus rhythm is detected by the frequent appearance of the INVsT signal,
The 65 second delay timer resets shift register 300. Enable the high voltage inverter to operate. Bipolar Sensing Electrode 18 FIG. 5 shows in detail the bipolar sensing electrode 18 shown in FIG. This electrode 18 is implanted in the right ventricle and senses the relatively weak electrical signals generated by ventricular contraction, as described above. This signal, known as the R-wave, is then fed to the heart rate analysis and averaging circuit 30 of FIG. The electrode 18 includes a first wire lead 301 and a second wire lead 302 spaced apart from the lead 301. 9. Lead 301 is in electrical communication with a conductive distal tip 303 compressed around it. on the other hand,
The lead 302 is connected to a conductive ring electrode 30.
4, which electrode 304 surrounds a flexible insulating elastomer 306. In a preferred embodiment, the spacing between conductive elements 303 and 304 is approximately 1 c.
It is rn. Lead coils 307 and 308 are wound around wire leads 301 and 302 to surround them. Lead coils 307, 308 are individually enclosed within a two-lumen tube 305 and extend to a plug element 310 that is inserted into an implantable device. Lead coil 308 further includes a medical grade silicone surrounding tube near its distal end. Strictly speaking, the structure of the bipolar electrode 18 is different from that described above, the key feature of which is the spacing between the far end tip electrode 303 and the ring electrode 304. Furthermore, these two electrodes may be separate electrodes, such as corkscrew or needle type electrodes, which do not form part of an integral structure. The distance between the tip electrode 303 and the ring electrode 304 is set between 0.5 and 1.5 crn, preferably i,ocrn, rather than the distance of 2.5 crn or more, which is usually given by the known 4-sample electrode. It has been found that limiting the number of pulses to 100% provides a signal with a fast rise time that is useful for counting heart rate during particularly disruptive cardiac arrhythmias such as polymorphic ventricular tachycardia and ventricular fibrillation. As used herein, the terms 'fibrillation', 'calsoversion', 'defibrillation', 'defibrillator' and 'calsooverter' refer to the use of high-voltage shocks to restore normal heart rhythm. This term refers to all fatal arrhythmias that can be attributed to 4, as well as the restoration of such arrhythmias to normal rhythms; for example, fatal tachycardia with high heart rate is defined as It would be considered to be equivalent to "movement". Illustrative embodiments of the invention have been described above that accomplish the foregoing objects. It will be appreciated that many changes and modifications may be made without departing from the scope of the claims.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of drawings]

第１図は本発明による除細動システムの体内部品及び体
外部品を示す簡単なブロック図。 第２図は第１図の心拍数分析・平均化回路の詳細な回路
図。 第３図は第１図の磁石によるテスト論理及びインバータ
制御回路の詳細な回路図、 第４図は第１図のインバータ制御回路の部分回路図。 第５図は、ｔ！１者の心臓の電気信号を感知する第１図
の双極性感知プローブの構造細部を示す図。 第６図は第１図の４力ウント保持回路を示す図。 第７図は第１図の植え込み部品を包囲するケースの壁に
対する圧電結晶の取り付は構成体を示す図である０ １２・・・復調器−デコーダ、１４・・・表示装置。 】８・・・双極性の感知電極、２０．２２・・・電極、
２１・・・磁石、２４・・・リードスイッチ、２６・・
・状態フリップ−フロップ、２８・・・ＰＤＦ分析回路
。 ３０・・・心拍数分析・平均化回路、３４・・・高圧イ
ンバータ・制御回路、３６・・・比較器、３８・・・レ
ジスタ％　３９・・・コンバータ、４０・・・磁石によ
るテスト論理回路、５０・・・音声発振器、９０・・・
パルス巾変調回路１．９２・・・周波数変調器。 第１頁の続き 優先権主張　■１９８３年３月２３日■米国（ＵＳ）■
４７８０３８ 手続補正書（方式）　５８．　ａ、　２４昭和　　年　
　月　　日 特許庁長官　殿 １、事件の表示　昭和ｊｇ　　年特許願　第７０と乙θ
　号３、　補正をする者 事件との関係　　出願人 氏名　　　　　ミエッチスラーフ　ミロ−スキ４、代理
人FIG. 1 is a simplified block diagram showing the internal and external components of a defibrillation system according to the present invention. FIG. 2 is a detailed circuit diagram of the heart rate analysis/averaging circuit shown in FIG. 3 is a detailed circuit diagram of the magnetic test logic and inverter control circuit shown in FIG. 1, and FIG. 4 is a partial circuit diagram of the inverter control circuit shown in FIG. Figure 5 shows t! 2 is a diagram illustrating structural details of the bipolar sensing probe of FIG. 1 for sensing electrical signals of one person's heart; FIG. FIG. 6 is a diagram showing the four-power count holding circuit of FIG. 1. FIG. 7 shows the mounting of the piezoelectric crystal on the wall of the case surrounding the implanted part of FIG. 1; ]8... Bipolar sensing electrode, 20.22... Electrode,
21...Magnet, 24...Reed switch, 26...
- State flip-flop, 28... PDF analysis circuit. 30... Heart rate analysis/averaging circuit, 34... High voltage inverter/control circuit, 36... Comparator, 38... Register % 39... Converter, 40... Test logic circuit using magnet , 50... audio oscillator, 90...
Pulse width modulation circuit 1.92...Frequency modulator. Continued from page 1 Priority claim ■March 23, 1983■United States (US)■
478038 Procedural amendment (method) 58. a, 24 Showa
Director of the Japan Patent Office, Mr. 1, Indication of the case Showa JG Patent Application No. 70 and Otsu θ
No. 3. Relationship with the person making the amendment Applicant's name: Mieczyslav Mirowski 4, Agent

Claims (1)

【特許請求の範囲】 （１）　　患者の心臓に対し自動的に除細動を行彦う植
え込み式除細動装置において、 心臓の細動を検出する検出手段と、 上記検出手段に応答し、少なくとも１つの大エネルギの
除細動パルスを発生してこｆしを心臓に与える除縄動手
段と。 上Ｈ１シ除細Ｂｌｂ手段に応答し、ノ９ルスカウ：ｙ　
Ｉ−ｆ％ｒ報を維持するカウント手段と、　　　　　　
　　　（３）上記カウント手段に接続されていて・上記
カウント情報を表わす情報信号を患者の体外に送゛信す
るテレメトリ一手段であって、プレメトリー制御（ｇ号
に応答しで上記１Ｓ報信号を送信するようなプレメトリ
一手段と１ 、御者の体外で発生された作１１１［！＋　（ｍ号に応
答してテレメトリ−制徊１（ｑづを発生する副部）手段
とを備えたことを特徴とする植え込み式除細動装置。 上記除細動手段は、蓄積キャパシタと、この蓄積キャＡ
’シタを充電、する高圧インバータ手段とを０１にえ、
このｉＶｂ圧イフィンバー２手段積ギヤ／Ｆシタの充電
中に高周波（ＲＦ）信号を放射することができ、この高
周波信号ｉ”、ｌ：患者の体外で検出することができ、
更に、上記テレメトリ一手段Ｃ４−り記インバータ手段
によって放射されたＲＦ倍信号、上記カウント手段に保
持されたパルスカウント情報に基いて周波数俵′調する
周波数ｆ調手段を備えているｌ（！ｒ許梢求の帥囲第（
１）項に記載の４１＆え込み式除細動装置−０上紀カウ
ント手段は、患者の心臓に与えられた除細動・ｆルスの
数をカウントするレジスタ手段を備え、上記デレメ）　
ＩＪ一手段は、上記レジスタ手段に維持されたノヤルス
の数を一連のパルスに変換するように上記レジスタ手段
に接続された直列変換手段を０ｉ１１え、上記テレメト
リ一手段は、更に、上記直列変換手段からの一連のノ９
ルスをパルス中震パ周するパルス［１］変調手段をｆｉ
ｉｆｔえ、この・ンルス巾変調手段は上記周波数変調手
段に接続され、上記周波数変調手段は上記ノ母ルス巾変
調手段からの／ｆルス巾、変調信号に基いてＲＦ倍信号
周波数変調する特許請求の範囲第（２）頂に記載の植え
込み式除細動装置。 （４）　　上記直列変換手段は、上記制御手段から上記
テレメＦ　ＩＪ−制御信号を受けた際に作動される特許
請求の範囲第（３）項に記載の植え込み式除細動装置。 （５）　　上記制御手段は、更に、上記作動信号に応答
して上記高圧インバータ手段にテスト信号を与え、上記
テスト信号は上記インバータ手段の作動を開始し、上記
制御手段は、更に、テスト負荷抵抗器と、上記インバー
タ手段の作動が終了した際に上記テスト負荷抵抗器にま
たがって上記蓄積キヤ・ｆシタを放電させる手段とを備
えた特許請求の範囲第（２）項に記載の植え込み式除細
動装置。 （６）　　上記制御手段は、磁界による作動信号に応答
するリードスイッチを備えた特許請求の範囲第（１）項
に記載の植え込み式除細動装置。 （７）Ｒ波を検出するように患者の心臓の心室に配置で
きる電極と、除細動器の蓄積キャパシタを充電する高圧
インバータ手段とを備えた植え込み式の除細動装置にお
いて。 患者の体外から耳で検知できるよう々音声を発生する植
え込み可能な音声発振手段と、上記高圧インバータ手段
を作動可能にしたり作動不能にしたりするように上記高
圧インバータ手段に接続された作動可能化及び不能化状
態出力を有する作動可能化回路手段と・ 患者の心臓のＲ波を検出するように上記電極に接続され
たＲ波検出手段と。 上記音声発根手段、各々の上記作動可能化回路手段、及
び上記Ｒ波検出手段に接続されていて、患者の心臓内に
電極が適切に配置されていること及びインバータ手段の
作動可能化／不能化状態を表わす制御信号を上記音声発
振手段に与える論理手段と、 患者の体外で発生された作動信号に応答し。 上記作動可能化回路手段及び上記論理手段に接続されて
いて、高圧インバータ手段を選択的に作動可能にしたり
作動不能にしたシすると共に、上記音声発振手段により
発生される音声を上記論理手段からの制御信号で制御で
きるようにするスイッチ手段とを備えたことを特徴とす
る植え込み式の除細動装置。 （８）　　上記論理手段は。 上記作動可能化回路手段が作動不能状態にある時には上
記音声発振手段に連続的な制御信号を発生し。 上記作動可能化回路手段が作動可能化状ＭＫありそして
電極が患者の心臓内に適切に配置された時にはＲ波検出
手段のＲ波出力に同期して上記音声発振手段に周期的な
制御信号を発生し。 そして 作動可能化回路手段が作動可能化状態にありそして電極
が患者の心臓内に適切に配置されていない時は上記音声
発振手段に無制御信号を与え・ これにより、音声発振手段は上記の各々の制御信号に応
答して連続音１周期音及び無声音を与える特許請求の範
囲第（７）項に記載の装置。 （９）　　上記スイッチ手段は、作動信号が所定時間以
上維持されるのに応答して作動可能化状態と作動不能化
状態との間で上記作動可能化回路手段の状態を変える特
許請求の範囲第（７）項に記載の装置。 αＯ上記音声発振手段は、植え込み式の除細動器のケー
スに直接固定された圧電トランスジューサを備えている
特許請求の範囲第（７）項に記載の装！。 （１１１患者の心臓に対し除細動を行なう植え込み式の
除細動器において。 矯正高圧・９ルスを与える植え込み式の除細動回路手段
と。 患者の心臓に擾たがって高圧）９ルスを与えるように患
者の心臓に取り付けることのできる１対の電極と。 上記植え込み式の除細動回路手段と上記１対の電極との
間に接続されていて、上記１対の電極にまたがって高圧
が体外から与えられた時に上記植え込み式の除細動回路
手段へのエネルギの分路を排除する分路防止回路手段と
を備えたことを特許とする植え込み式の除細動器。 （６）　上記分路防止回路手段は、上記１対の電極に直
列に接続された電子スイッチと、上記植え込み式の除細
動回路手段からの除細動信号を受けた際に上記スイッチ
を作動させる作動化手段とを備えおり、この作動化手段
は、上記植え込み式除細動回路手段に接続された１次巻
線と、上記電子スイッチに接続された２次巻線とを有す
る変成器を備えている特許請求の範囲第α９項釦記載の
植え込み式除細動器。 ０　患者の心臓に対し除細動を行なう植え込み式の除細
動装置において。 患者の心拍数を感知する双極性の電極手段と。 上記双極性の電極手段に接続されていて、この電極手段
により感知された心拍数に基いて出力信号を発生する心
拍数検出手段と、 上記心拍数検出手段に接続されていて、この心拍数検出
手段の出力信号に応じて患者の心臓に矯正ショックを与
える除細動手段とを備え。 上記双極性の電極手段は０．５ｃｒｎないし１．５副の
距離だけ分離された１対の電極を含むことを特徴とする
装置。 α尋　上記１対の電極は１ｃｒｎの距離だけ分離されて
いる特許請求の範囲第（１３項に記載の植え込み式％式
％ ａ９　　上記１対の電極は細長いグローブに取り付けら
れ、一方の電極はこのプローブの遠方端チップに取り付
けられ、他方の電極は上記遠方端チラノから離れたとこ
ろで上記プローブの周囲を取シ巻くリング状電極より成
る特許請求の範囲第Ｃ１４項に記載の植え込み式除細動
装置。 αＦ５　　人って来るＥＣＧ信号に応答する心臓の心拍
数検出器において。 ＥＣＧ信号を受信する入力手段と。 ＥＣＧ信号を、心臓鼓動に各々対応する一連の均一なｉ
Ｊ／ルスに変換する処理手段と。 単位時間当たりの均一・千ルスの数を平均化し。 そしてこれに比例する大きさのアナログ出力信号を発生
する平均化手段と、 この平均化手段のアナログ信号を基準信号と比較し、上
記アナログ出力信号が上記基準信号のレベルより上に保
たれる時に心拍数検出出力信号を発生するスレッシュホ
ールド手段とを備えたことを特徴とする検出器。 ［１７１上記処理手段は自動利得制御増巾器を備えてい
る特許請求の範囲第（１６１項に記載の心拍数検出器。 すδ　上記平均化手段は上記均一パルスの周波数を電圧
出力信号に変換する特許請求の範囲第（１６１項に記載
の心拍数検出器。 ロラ　　異常々鼓動リズムにかかつている患者の心臓に
対し除細動を行なう植え込み式自動除細動器に使用する
装置において、 ＥＣＧ波形を受信する入力手段と。 上記入力手段に接続されていて、確率密度関数に基いて
ＥＣＧ波形を処理し、確率密度関数出力信号を発生する
よりなＰＤＦ処理手段と。 上記入力手段に接続されていて、心臓鼓動の頻度を平均
化し、この頻度をアナログ出力信号に変換し、アナログ
出力信号を基準信号と比較し、そしてアナログ出力信号
が基準信号を越えた時に心拍数検出出力信号を発生する
心拍数検出手段と、 上記ＰＤＦ処理手段及び上記心拍数検出手段に接続され
ていて、上記確率密度出力信号及び上記心拍数検出出力
信号を受けた際に除細動ショックを開始させる除細動手
段とを備えたこと１特徴とする装置。 翰　患者の医療的彦症状を処置する植え込み式の医療装
置において。 医療的な症状が存在するかどうかを決定し、これに対応
する指令出力を発生する分析手段と。 上記指令出力に応答して上記医療的な症状を処置する処
置手段と。 上記医療的な症状が上記装置によって処置された回数を
カウントし、これに対応するカウント出力を発生するカ
ウント手段と。 患者の体外の成る位置へ上記カウント出力を送信する送
信手段と、 上記の医療的な症状が上記装置によってそれまでに処置
された回数に相当する情報を患者の体外の上記位置へ送
信するように、上記送信信号を上記カウント出力で変調
する変調手段とを備えたことを特徴とする装置。 ＣＩ’ｌｌ　　患者の医療的な症状を処置する作動状態
と、処置を行なわない不作動状態とを有する植え込み式
の医療装置において、 上記医療的な症状が存在するかどうかを決定し、これに
対応する指令出力を発生する分析手段と。 上記指令出力に応答して上記医療的な症状を処置する処
置手段と。 患者の体外の成る位置から患者の皮膚を通して送信され
た指令に応答して植え込み式装置の状態を変える制御手
段とを備えたことを特徴とする植え込み式の医療装置。[Scope of Claims] (1) An implantable defibrillation device that automatically defibrillates a patient's heart, comprising: a detection means for detecting cardiac fibrillation; and a detection means responsive to the detection means; a defibrillation means for generating one high-energy defibrillation pulse to provide defibrillation to the heart; In response to the upper H1 defibration Blb means, No. 9 Ruskau: y
counting means for maintaining I-f%r information;
(3) A telemetry means connected to the counting means and transmitting an information signal representing the count information outside the patient's body, which transmits the 1S report signal in response to premetry control (g). 1, and means for telemetry control 1 (a subpart that generates q) in response to the number m, generated outside the driver's body. An implantable defibrillation device characterized in that the defibrillation means includes a storage capacitor and a storage capacitor A.
'01 with high voltage inverter means for charging the battery,
A radio frequency (RF) signal can be emitted during the charging of this iVb pressure infin bar 2 means gear/Fshita, and this radio frequency signal i", l: can be detected outside the patient's body,
Furthermore, the telemetry means C4 is provided with a frequency f adjustment means for adjusting the frequency based on the RF multiplied signal emitted by the inverter means and pulse count information held in the counting means. Hoshizu Moto's Guard No. 1 (
The counting means described in item 1) includes register means for counting the number of defibrillation pulses given to the patient's heart,
The IJ means further comprises a serial converter means connected to the register means for converting the number of noyals maintained in the register means into a series of pulses; A series of No. 9 from
The pulse [1] modulation means that circulates the pulse mid-shock is fi
If this pulse width modulation means is connected to the frequency modulation means, the frequency modulation means performs RF multiplied signal frequency modulation based on the /f pulse width modulation signal from the pulse width modulation means. The implantable defibrillation device according to the top of the range (2). (4) The implantable defibrillator according to claim 3, wherein the serial conversion means is activated when receiving the telemetry FIJ-control signal from the control means. (5) The control means further provides a test signal to the high voltage inverter means in response to the activation signal, the test signal initiates operation of the inverter means, and the control means further comprises: and means for discharging said storage capacitor across said test load resistor upon termination of operation of said inverter means. fibrillation device. (6) The implantable defibrillator according to claim (1), wherein the control means includes a reed switch that responds to an activation signal generated by a magnetic field. (7) In an implantable defibrillation device comprising an electrode positionable in the ventricle of a patient's heart to detect R-waves and high voltage inverter means for charging a storage capacitor of the defibrillator. an implantable sound emitting means for generating a sound so as to be audibly detectable from outside the patient's body; an enabler connected to said high voltage inverter means for activating and disabling said high voltage inverter means; enabling circuit means having a disabling state output; and R-wave detection means connected to said electrodes to detect R-waves of the patient's heart. said audio rooting means, each said enabling circuit means, and said R-wave detection means, said electrodes being properly placed within the patient's heart and enabling/disabling said inverter means; logic means for providing a control signal indicative of a state of activation to the sound generating means; and responsive to an actuation signal generated outside the patient's body. said enabling circuit means and said logic means for selectively enabling and disabling said high voltage inverter means and for selectively enabling and disabling said high voltage inverter means and for transmitting sound generated by said sound oscillator means from said logic means; 1. An implantable defibrillator comprising: a switch means for controlling the defibrillator by a control signal. (8) The above logical means is. When said enabling circuit means is in an inoperative state, it generates a continuous control signal to said audio oscillation means. The enabling circuit means provides a periodic control signal to the audio oscillating means in synchronization with the R-wave output of the R-wave detecting means when the enabling circuit is enabled and the electrode is properly positioned within the patient's heart. Occurred. and when the enabling circuit means is in the enabled state and the electrode is not properly positioned within the patient's heart, it provides an uncontrolled signal to the sound emitting means, whereby the sound emitting means 7. The device according to claim 7, which provides a continuous tone and a silent tone in response to a control signal. (9) The switch means changes the state of the enabling circuit means between the enabled state and the disabled state in response to the activation signal being maintained for a predetermined period of time or more. The device described in paragraph (7). αO The device according to claim 7, wherein the sound oscillation means comprises a piezoelectric transducer fixed directly to the case of the implantable defibrillator! . (111 In an implantable defibrillator that defibrillates a patient's heart. An implantable defibrillation circuit means that applies a corrective high voltage of 9 LS. a pair of electrodes that can be attached to a patient's heart to provide connected between the implantable defibrillation circuit means and the pair of electrodes, and when a high voltage is applied from outside the body across the pair of electrodes, the implantable defibrillation circuit means is connected to the implantable defibrillation circuit means; A patented implantable defibrillator comprising a shunt prevention circuit means for eliminating shunt of energy. (6) The shunt prevention circuit means activates the switch when receiving a defibrillation signal from the electronic switch connected in series to the pair of electrodes and the implantable defibrillation circuit means. activating means for activating a transformer having a primary winding connected to the implantable defibrillation circuit means and a secondary winding connected to the electronic switch. An implantable defibrillator according to claim α9. 0 In an implantable defibrillation device that defibrillates a patient's heart. With bipolar electrode means to sense the patient's heart rate. heart rate sensing means connected to said bipolar electrode means for generating an output signal based on the heart rate sensed by said electrode means; and a defibrillation means for applying a corrective shock to the patient's heart in accordance with the output signal of the means. Apparatus characterized in that said bipolar electrode means comprises a pair of electrodes separated by a distance of 0.5 crn to 1.5 sub. The implantable method according to claim 13, wherein the pair of electrodes are separated by a distance of 1 crn. The implantable defibrillator device of claim C14, comprising a ring-shaped electrode attached to the distal end tip of the probe, the other electrode wrapping around the probe at a distance from the distal end tyranno. αF5 In a cardiac heart rate detector responsive to incoming ECG signals; input means for receiving the ECG signals; input means for receiving the ECG signals;
A processing means for converting into J/Rus. Average the number of uniform 1,000 ruses per unit time. and averaging means for generating an analog output signal with a magnitude proportional to this, and comparing the analog signal of the averaging means with a reference signal, and when the analog output signal is maintained above the level of the reference signal. and threshold means for generating a heart rate detection output signal. [171 A heart rate detector according to claim 161, wherein said processing means comprises an automatic gain control amplifier. A heart rate detector according to Claim No. 161. Lora In a device for use in an implantable automatic defibrillator for defibrillating the heart of a patient suffering from an abnormal heart rhythm, Input means for receiving a waveform. PDF processing means, connected to the input means, for processing the ECG waveform based on a probability density function and generating a probability density function output signal. average the frequency of heart beats, convert the frequency to an analog output signal, compare the analog output signal to a reference signal, and generate a heart rate detection output signal when the analog output signal exceeds the reference signal. a heart rate detection means; a defibrillation means that is connected to the PDF processing means and the heart rate detection means and starts a defibrillation shock when receiving the probability density output signal and the heart rate detection output signal; 1. An implantable medical device for treating a medical condition in a patient. Determining whether a medical condition is present and generating a command output corresponding thereto. analysis means; treatment means for treating the medical condition in response to the command output; a count for counting the number of times the medical condition has been treated by the device and generating a corresponding count output; means for transmitting the count output to a location outside the patient's body; and transmitting means for transmitting information corresponding to the number of times the medical condition has been treated by the device to the location outside the patient's body. a modulating means for modulating the transmitted signal with the count output so as to perform the following: an active state in which a patient's medical condition is treated; and an inactive state in which no treatment is performed. an implantable medical device having: an analytical means for determining whether said medical condition is present and generating a corresponding command output; What is claimed is: 1. An implantable medical device comprising: a treatment means for treating the patient; and a control means for changing the state of the implantable device in response to commands transmitted through the patient's skin from a location outside the patient's body.