JPS6311174A - 心臓ペ−スメ−カ− - Google Patents
心臓ペ−スメ−カ−Info
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- JPS6311174A JPS6311174A JP62147805A JP14780587A JPS6311174A JP S6311174 A JPS6311174 A JP S6311174A JP 62147805 A JP62147805 A JP 62147805A JP 14780587 A JP14780587 A JP 14780587A JP S6311174 A JPS6311174 A JP S6311174A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
- A61N1/36521—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure the parameter being derived from measurement of an electrical impedance
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、心臓、特に人間の心臓を整調するための心臓
ペースメーカーであって、整調レートが身体活動または
患者の身体の測定された生理学的変化に関係する信号に
より制御されている心臓ペースメーカーに関する。
ペースメーカーであって、整調レートが身体活動または
患者の身体の測定された生理学的変化に関係する信号に
より制御されている心臓ペースメーカーに関する。
この種の、特に呼吸レートに応答する形式の従来の心臓
ペースメーカーはたとえば米国特許第3゜593.71
8号および第4.298.007号明細書ならびにヨー
ロッパ特許出願第0.059,868号および第0.0
89、014号明細書に記載されている。
ペースメーカーはたとえば米国特許第3゜593.71
8号および第4.298.007号明細書ならびにヨー
ロッパ特許出願第0.059,868号および第0.0
89、014号明細書に記載されている。
従来の心臓ペースメーカーは、センサ自体の不安定さま
たはドリフトに起因して、または干渉の検出に起因して
、または検出された変数と心臓出力に対する対応する生
理学的ニーズとの間の不完金な結び付きに起因して、誤
ったレート増大を生ずる可能性がある。レートに応答す
るペースメーカーシステムを植え込まれている年老いた
患者の多くは長時間の高められた心臓レートの緊張に十
分に耐えることができないので、これらの条件は患者に
とって潜在的に苛酷な条件となる。
たはドリフトに起因して、または干渉の検出に起因して
、または検出された変数と心臓出力に対する対応する生
理学的ニーズとの間の不完金な結び付きに起因して、誤
ったレート増大を生ずる可能性がある。レートに応答す
るペースメーカーシステムを植え込まれている年老いた
患者の多くは長時間の高められた心臓レートの緊張に十
分に耐えることができないので、これらの条件は患者に
とって潜在的に苛酷な条件となる。
米国特許第3.593.718号およびヨーロッパ特許
出願箱0.089,014号明細書には、あまりに高い
緊張から保護する可能性が述べられていない。
出願箱0.089,014号明細書には、あまりに高い
緊張から保護する可能性が述べられていない。
米国特許第4,298.007号明m書によれば、ペー
スメーカーの整調レートは約30分の時間間隔で周期的
に最低の許容可能なレートに戻される。従って、心臓レ
ートの上昇は、身体活動が完了されるまで但しその活動
が苛酷な疲労点を越えて継続するのを許さない限度内に
身体活動を持続するのに十分に長い。それにもかかわら
ず、比較的長い周期での最低の許容可能なレートへの復
帰は、たとえば復帰の直後に患者の心臓レートが危険な
レートを超過して、低いほうのレートへの後続の復帰に
先立つ崩壊までこの危険なレートに留まる割線状況で、
特に年老いた患者が危険にさらされるのを保護しない。
スメーカーの整調レートは約30分の時間間隔で周期的
に最低の許容可能なレートに戻される。従って、心臓レ
ートの上昇は、身体活動が完了されるまで但しその活動
が苛酷な疲労点を越えて継続するのを許さない限度内に
身体活動を持続するのに十分に長い。それにもかかわら
ず、比較的長い周期での最低の許容可能なレートへの復
帰は、たとえば復帰の直後に患者の心臓レートが危険な
レートを超過して、低いほうのレートへの後続の復帰に
先立つ崩壊までこの危険なレートに留まる割線状況で、
特に年老いた患者が危険にさらされるのを保護しない。
ヨーロッパ特許出願箱0.059,868号(=米国特
許第4.399.820号)明細書には、整調レートが
最低および最高許容可能な心臓レートの限度内で血液酸
素信号に関係して高いほうの値または低いほうの値に制
御される心臓ペースメーカーが記載されている。血液酸
素信号が最大レベルを超過する場合には、整調レートが
一定の危険でない周波数に切り換えられる。
許第4.399.820号)明細書には、整調レートが
最低および最高許容可能な心臓レートの限度内で血液酸
素信号に関係して高いほうの値または低いほうの値に制
御される心臓ペースメーカーが記載されている。血液酸
素信号が最大レベルを超過する場合には、整調レートが
一定の危険でない周波数に切り換えられる。
ヨーロッパ特許出願箱0.140,472号明細書には
、整調レートが行程体積により制御される心臓ペースメ
ーカーが記載されている。心臓レートに対する更新され
る値は最小心臓レート値と最大心臓レート値との間にわ
たることを許される。
、整調レートが行程体積により制御される心臓ペースメ
ーカーが記載されている。心臓レートに対する更新され
る値は最小心臓レート値と最大心臓レート値との間にわ
たることを許される。
本発明の目的は、危険で誤りのあるレート増大のおそれ
のない改良された心臓ペースメーカーを提供することで
ある。
のない改良された心臓ペースメーカーを提供することで
ある。
この目的は、本発明によれば、
a)予め定められた基本整調レートで整調パルスを発生
するための手段と、 b)整調のために整調パルスを心臓に伝達するための手
段と、 C)身体活動を検出しかつそれに関係して制御信号を発
生するための手段と、 d)制御信号に関係して、予め定められた基本整調レー
トを変更するための手段と、 e)整調レートが予め定められた時間にわたり少なくと
も予め定められた高いレートで走る時を監視し、且つも
し前記の高いレートに達しているならば出力信号を発生
するための手段と、f)前記出力信号に関係して前記整
調レートを低いほうのレートに復帰させるための手段と
を含んでいる改良された心臓ペースメーカーにより達成
される。
するための手段と、 b)整調のために整調パルスを心臓に伝達するための手
段と、 C)身体活動を検出しかつそれに関係して制御信号を発
生するための手段と、 d)制御信号に関係して、予め定められた基本整調レー
トを変更するための手段と、 e)整調レートが予め定められた時間にわたり少なくと
も予め定められた高いレートで走る時を監視し、且つも
し前記の高いレートに達しているならば出力信号を発生
するための手段と、f)前記出力信号に関係して前記整
調レートを低いほうのレートに復帰させるための手段と
を含んでいる改良された心臓ペースメーカーにより達成
される。
従来の心臓ペースメーカーと対照的に、整調レートが予
め定められた時間、たとえば数秒間にわたり少なくとも
予め定められた高いレートで走る時を監視するための手
段が設けられている。これらの手段の出力信号に関係し
て整調レートがもはや苛酷でない低いほうのレートに復
帰させられる。
め定められた時間、たとえば数秒間にわたり少なくとも
予め定められた高いレートで走る時を監視するための手
段が設けられている。これらの手段の出力信号に関係し
て整調レートがもはや苛酷でない低いほうのレートに復
帰させられる。
予め定められた高いレートまたはそれよりも高いレート
での比較的短時間の訓練は、年老いた患者の場合にも、
患者に危険を及ぼさない。
での比較的短時間の訓練は、年老いた患者の場合にも、
患者に危険を及ぼさない。
本発明の前記および他の目的、特徴および利点は以下に
その好ましい実施例を図面により詳細に説明するなかで
一層明らかである。
その好ましい実施例を図面により詳細に説明するなかで
一層明らかである。
第1図および第2図には、整調されるべき人間の心臓が
全体として参照符号1を付して示されている。整111
i1*極2が人間の心臓lの中に、心臓を最も効率的に
整関し得る仕方および位置で挿入されている。整調電極
2は整調リード線3を通じて整調パルス発生器4と接続
されている。タイムベ−スユニット5が導線6を通じて
整調パルス発生器4の整調レートを制御する。
全体として参照符号1を付して示されている。整111
i1*極2が人間の心臓lの中に、心臓を最も効率的に
整関し得る仕方および位置で挿入されている。整調電極
2は整調リード線3を通じて整調パルス発生器4と接続
されている。タイムベ−スユニット5が導線6を通じて
整調パルス発生器4の整調レートを制御する。
第1図によれば、インピーダンス式呼吸運動計7は連続
的交流電流を発生するためのAC電源8と、復調器9と
、フィルタ10と、非線形増幅回路11と、積分器12
と、電圧−パルスレート変換器13とを含んでいる。
的交流電流を発生するためのAC電源8と、復調器9と
、フィルタ10と、非線形増幅回路11と、積分器12
と、電圧−パルスレート変換器13とを含んでいる。
AC電源8は導線14.15により整調リード線3と接
続されている。復調器9は導線15.16により整調リ
ード線3と接続されている。これらの環境のもとにAC
NC電源8流が整調パルス17と一緒に整il!電極2
に供給される。それにもかかわらずこの実施例は、整調
電極2を利用する代わりに別の電極がインピーダンス測
定のために設けられているように変形することができる
。この場合、AC1i源8および復調器9は整調リード
線3との接続を断たれ、その代わりに第1図中に破線に
より示されているように追加的なリード線1日を通じて
別のインピーダンス測定電極19と接続されていなけれ
ばならない。いずれの場合にも復II器9の出力信号は
呼吸レート、すなわち呼吸信号の尺度である。
続されている。復調器9は導線15.16により整調リ
ード線3と接続されている。これらの環境のもとにAC
NC電源8流が整調パルス17と一緒に整il!電極2
に供給される。それにもかかわらずこの実施例は、整調
電極2を利用する代わりに別の電極がインピーダンス測
定のために設けられているように変形することができる
。この場合、AC1i源8および復調器9は整調リード
線3との接続を断たれ、その代わりに第1図中に破線に
より示されているように追加的なリード線1日を通じて
別のインピーダンス測定電極19と接続されていなけれ
ばならない。いずれの場合にも復II器9の出力信号は
呼吸レート、すなわち呼吸信号の尺度である。
第1図では整調パルス発生器4、タイムベースユニット
5およびインピーダンス式呼吸運動計7はすべて、心臓
ペースメーカーのハウジングである植え込み可能な導電
性(金Km)ハウジング20の中に収容されている。導
電性ハウジング20は整調のための無関係電極と第1T
I!J中に参照符号21を付して示されているインピー
ダンス測定のための第2の電極との双方を定める。
5およびインピーダンス式呼吸運動計7はすべて、心臓
ペースメーカーのハウジングである植え込み可能な導電
性(金Km)ハウジング20の中に収容されている。導
電性ハウジング20は整調のための無関係電極と第1T
I!J中に参照符号21を付して示されているインピー
ダンス測定のための第2の電極との双方を定める。
第1図および第2図中に示されているように、整調パル
ス発生器4は電池2日 (スイッチ位fA)と整調リー
ド線3 (スイッチ位置B)との間をスイッチ27によ
り切換えられ得る出力キャパシタ26を含んでいる。ス
イッチ位置Aでは出力キャパシタ26は電池28により
電圧■1に充電される。スイッチ位置Bでは出力キャパ
シタ26は整調パルス17として整調リード線3を通じ
て放電される。
ス発生器4は電池2日 (スイッチ位fA)と整調リー
ド線3 (スイッチ位置B)との間をスイッチ27によ
り切換えられ得る出力キャパシタ26を含んでいる。ス
イッチ位置Aでは出力キャパシタ26は電池28により
電圧■1に充電される。スイッチ位置Bでは出力キャパ
シタ26は整調パルス17として整調リード線3を通じ
て放電される。
第2図の実施例では放電の大きさは呼吸中の患者の胸郭
のインピーダンス変化に関係する。第2図によれば、整
調パルス17はvlからv2へ放電する(振幅減衰D)
。サンプル・アンド・ホールド回路23は出力キャパシ
タ26の電圧V1、■2をサンプル・アンド・ホールド
する。差形成器24が、再び呼吸レートの尺度である差
Vl−V2、すなわち呼吸信号を形成する。
のインピーダンス変化に関係する。第2図によれば、整
調パルス17はvlからv2へ放電する(振幅減衰D)
。サンプル・アンド・ホールド回路23は出力キャパシ
タ26の電圧V1、■2をサンプル・アンド・ホールド
する。差形成器24が、再び呼吸レートの尺度である差
Vl−V2、すなわち呼吸信号を形成する。
第1図および第2図の両実施例で非線形増幅回路11は
フィルタリングされた呼吸信号を、高いほうの振幅を有
する信号部分が低いほうの振幅を有する信号部分よりも
大きい利得で増幅されるように増幅する。これらの環境
のもとに呼吸信号を含む関係ある信号部分はその後の処
理のために低い振幅のノイズにくらべて高められる。こ
の種の非線形増幅回路は当業者によく知られているので
、ここで詳細に説明する必要はない。非線形増幅回路1
1の出力信号は成る時間、たとえば5ないし30gの時
間にわたり積分器12の中で積分される。積分により高
周波ノイズが有意義に低減される。第1図および第2図
中の電圧−パルスレート変換器13は呼吸レートに従っ
て積分された信号をパルスレートに変換する。
フィルタリングされた呼吸信号を、高いほうの振幅を有
する信号部分が低いほうの振幅を有する信号部分よりも
大きい利得で増幅されるように増幅する。これらの環境
のもとに呼吸信号を含む関係ある信号部分はその後の処
理のために低い振幅のノイズにくらべて高められる。こ
の種の非線形増幅回路は当業者によく知られているので
、ここで詳細に説明する必要はない。非線形増幅回路1
1の出力信号は成る時間、たとえば5ないし30gの時
間にわたり積分器12の中で積分される。積分により高
周波ノイズが有意義に低減される。第1図および第2図
中の電圧−パルスレート変換器13は呼吸レートに従っ
て積分された信号をパルスレートに変換する。
電圧−パルスレート変換器13は、整調パルス発生器4
の予め定められた(たとえばプログラム可能な)基本整
調レートが呼吸信号に関係して変更されるように導線2
9を通じてタイムベースユニット5を制御する。第2図
で導線30はタイムベースユニット5からインピーダン
ス式呼吸運動計22のサンプル・アンド・ホールド回路
23への制御導線である。
の予め定められた(たとえばプログラム可能な)基本整
調レートが呼吸信号に関係して変更されるように導線2
9を通じてタイムベースユニット5を制御する。第2図
で導線30はタイムベースユニット5からインピーダン
ス式呼吸運動計22のサンプル・アンド・ホールド回路
23への制御導線である。
本発明によれば第3図中に一層詳細に示されているよう
に、タイムベースユニット5は零デコーダ31、リセッ
ト入力端33を有するダウンカウンタ32、タイムベー
スレジスタ34、ゲート35、アナログ信号−ディジタ
ル制御語変換器36、タイムベースレジスタ34の出力
および高レート値発生器3日の予め定められた高レート
値、たとえば120ビ一ト/分に対する高レート比較器
37、積分器39、しきい弁別器40、しきい弁別器4
0と接続されている時間/しきい選定器41、単安定マ
ルチバイブレータ42および単安定マルチパイプレーク
42と接続されている時間/パルス幅選定器43を含ん
でいる。
に、タイムベースユニット5は零デコーダ31、リセッ
ト入力端33を有するダウンカウンタ32、タイムベー
スレジスタ34、ゲート35、アナログ信号−ディジタ
ル制御語変換器36、タイムベースレジスタ34の出力
および高レート値発生器3日の予め定められた高レート
値、たとえば120ビ一ト/分に対する高レート比較器
37、積分器39、しきい弁別器40、しきい弁別器4
0と接続されている時間/しきい選定器41、単安定マ
ルチバイブレータ42および単安定マルチパイプレーク
42と接続されている時間/パルス幅選定器43を含ん
でいる。
アナログ信号−ディジタル制御語変換B36は電圧−パ
ルスレート変換器13のアナログパルスレート信号をデ
ィジタル制御語に変換する。このディジタル制御語はオ
ープンゲート35を通してタイムベースレジスタ34に
供給される。ディジタル制御語はタイムベースレジスタ
34を、基本整調レート、たとえば60ビ一ト/分が呼
吸レートに関係して変更されるように制御する。呼吸レ
ートが増大する時、タイムベースレジスタ34はダウン
カウンタ32のカウント速度を、ダウンカウンタ32が
基本レートの場合よりも速く零に到達するように速くす
る。これらの環境のもとに零デコーダ31がより高いレ
ートでスイッチング信号を発生し、従って整調パルス発
生器4の出力キャパシタ26はより高いレートで充電か
つ放電する。その結果として、整調レートが所望のよう
に、増大する呼吸レートに関係して増大する。
ルスレート変換器13のアナログパルスレート信号をデ
ィジタル制御語に変換する。このディジタル制御語はオ
ープンゲート35を通してタイムベースレジスタ34に
供給される。ディジタル制御語はタイムベースレジスタ
34を、基本整調レート、たとえば60ビ一ト/分が呼
吸レートに関係して変更されるように制御する。呼吸レ
ートが増大する時、タイムベースレジスタ34はダウン
カウンタ32のカウント速度を、ダウンカウンタ32が
基本レートの場合よりも速く零に到達するように速くす
る。これらの環境のもとに零デコーダ31がより高いレ
ートでスイッチング信号を発生し、従って整調パルス発
生器4の出力キャパシタ26はより高いレートで充電か
つ放電する。その結果として、整調レートが所望のよう
に、増大する呼吸レートに関係して増大する。
しかし、タイムベースレジスタ34の出力が高レート値
発生器38の予め定められた高いレートまたはそれより
も高いレートに達すると直ちに、またそのレートで走る
間は、高レート比較器37が出力信号、たとえば直流信
号を発生し、この信号が積分器39により積分される。
発生器38の予め定められた高いレートまたはそれより
も高いレートに達すると直ちに、またそのレートで走る
間は、高レート比較器37が出力信号、たとえば直流信
号を発生し、この信号が積分器39により積分される。
しきい弁別器40における予め定められるしきいの予選
窓を通じて時間/しきい選定器41により予め選定可能
な特定の周期の後に、積分器39の出力信号がしきい弁
別器40の予め選定されたしきいを超過する。それに応
答してしきい弁別器40が単安定マルチバイブレータ4
2をトリガし、この単安定マルチバイブレータが、時間
/パルス幅選定器43によりプログラム可能な幅の出力
パルスを発生する。単安定マルチパイプレーク42のこ
の出力パルスは、出力パルスの端まで閉じる。
窓を通じて時間/しきい選定器41により予め選定可能
な特定の周期の後に、積分器39の出力信号がしきい弁
別器40の予め選定されたしきいを超過する。それに応
答してしきい弁別器40が単安定マルチバイブレータ4
2をトリガし、この単安定マルチバイブレータが、時間
/パルス幅選定器43によりプログラム可能な幅の出力
パルスを発生する。単安定マルチパイプレーク42のこ
の出力パルスは、出力パルスの端まで閉じる。
その結果、タイムベースレジスタ34はアナログ信号−
ディジタル制御語変換器36の出力端から切り離される
。タイムベースレジスタ34は整調レートを基本整調レ
ート、たとえば60ビ一ト/分に復帰させる。
ディジタル制御語変換器36の出力端から切り離される
。タイムベースレジスタ34は整調レートを基本整調レ
ート、たとえば60ビ一ト/分に復帰させる。
これらの環境のもとに本発明は、長時間にわたり高めら
れた心臓レートの緊張に対して患者、特に年老いた患者
の安全を守る。もし心臓ペースメーカーが予め定められ
た時間にわたり予め定められた高いレートまたはそれよ
りも高いレートで走るならば、心臓ペースメーカーは、
あたかも身体信号に関係する制御信号(いまの例では呼
吸信号)が消滅したかのように反応し、従って心臓ペー
スメーカーは自動的にその基本整調レートに復帰する。
れた心臓レートの緊張に対して患者、特に年老いた患者
の安全を守る。もし心臓ペースメーカーが予め定められ
た時間にわたり予め定められた高いレートまたはそれよ
りも高いレートで走るならば、心臓ペースメーカーは、
あたかも身体信号に関係する制御信号(いまの例では呼
吸信号)が消滅したかのように反応し、従って心臓ペー
スメーカーは自動的にその基本整調レートに復帰する。
心臓ペースメーカーがその基本整調レートへの復帰後に
基本整調レートで走る時間はプログラム可能である。追
加的な規範は、制御信号センサ入力が、心臓ペースメー
カーが再び制御信号を追跡し始める以前に予め定められ
た高いレートよりも低いほうの値に復帰しなければなら
ないことである。
基本整調レートで走る時間はプログラム可能である。追
加的な規範は、制御信号センサ入力が、心臓ペースメー
カーが再び制御信号を追跡し始める以前に予め定められ
た高いレートよりも低いほうの値に復帰しなければなら
ないことである。
類似の機能を得るものとして、一定の検出器出力が休止
中の非能動伏態に徐々に復帰する検出器出力とみなされ
るように検出器応答に長い時定数を追加することが既に
説明されている。この方法は、典型的に分のオーダーま
たは場合によっては1時間までの時定数よりも長い活動
に対して患者の訓練キャパシティを制限する意味で、本
発明の方法にくらべて欠点を有する。本発明の方法によ
れば、心臓レートは正常な身体活動の間に何時間にもわ
たり高められ得る。レート制限は、ペースメーカーが長
剣いた商量にわたり高いレートにとどまるときにのみ行
われる。
中の非能動伏態に徐々に復帰する検出器出力とみなされ
るように検出器応答に長い時定数を追加することが既に
説明されている。この方法は、典型的に分のオーダーま
たは場合によっては1時間までの時定数よりも長い活動
に対して患者の訓練キャパシティを制限する意味で、本
発明の方法にくらべて欠点を有する。本発明の方法によ
れば、心臓レートは正常な身体活動の間に何時間にもわ
たり高められ得る。レート制限は、ペースメーカーが長
剣いた商量にわたり高いレートにとどまるときにのみ行
われる。
本発明の他の変形によれば、心臓ペースメーカーの基本
レートと高いレートとの間の予め定められたレートにお
ける復帰が許される。
レートと高いレートとの間の予め定められたレートにお
ける復帰が許される。
以上に本発明をその好ましい実施例について説明してき
たが、本発明はこれらの実施例に限定されるものではな
く、本発明の範囲内にて種々の変更が可能であることは
当業者にとって明らかである。たとえば、インピーダン
ス測定電極は植え込まれている必要はなく、所望であれ
ば患者の胸に取付けることができる。このような可能性
は、たとえば米国特許第3.593.718号明8!I
?書に示されている。また、呼吸信号の代わりに心臓出
力の増大に対する生理学的ニーズの任意の他の信号、た
とえば温度、po2信号などが心臓ペースメーカーのレ
ートを制御するのに利用することができる。
たが、本発明はこれらの実施例に限定されるものではな
く、本発明の範囲内にて種々の変更が可能であることは
当業者にとって明らかである。たとえば、インピーダン
ス測定電極は植え込まれている必要はなく、所望であれ
ば患者の胸に取付けることができる。このような可能性
は、たとえば米国特許第3.593.718号明8!I
?書に示されている。また、呼吸信号の代わりに心臓出
力の増大に対する生理学的ニーズの任意の他の信号、た
とえば温度、po2信号などが心臓ペースメーカーのレ
ートを制御するのに利用することができる。
第1図は本発明を含む心臓ペースメーカーの第1の実施
例のブロック回路図、第2図は本発明を含む心臓ペース
メーカーの第2の実施例のブロック回路図、第3図は第
1図および第2図のタイムベースユニットを一層詳細に
示すブロック回路図である。 1・・・入閣の心臓、2・・・整調電極、3・・・整調
リード線、4・・・整調パルス発生器、5・・・タイム
ベースユニット、6・・・導線、7・・・インピーダン
ス式呼吸運動計、8・・・AC源、9・・・復調器、1
0・・・フィルタ、11・・・非線形増幅回路、12・
・・積分器、13・・・電圧−パルスレート変換器、1
4〜16・・・導線、17・・・整調パルス、18・・
・追加リード線、19・・・別のインピーダンス測定電
極、20・・・金属製ハウジング、21・・・無関係電
極、22・・・インピーダンス式呼吸運動計、23・・
・サンプル・アンド・ホールド回路、24・・・差形成
器、25・・・導線、26・・・出力キャパシタ、27
・・・スイッチ、28・・・電池、29.30・・・導
線、31・・・零デコーダ、32・・・ダウンカウンタ
、33・・・リセット入力端、34・・・タイムベース
レジスタ、35・・・ゲート、3G・・・アナログ信号
−ディジタル制御語変換器、37・・・高レート比較器
、38・・・高レート値発生器、39・・・積分器、4
0・・・しきい弁別器、41・・・時間/しきい選定器
、42・・・単安定マルチパイプレーク、43・・・時
間/パルス幅選定器、A、B・・・スイッチ位置、D・
・・整調パルスの振幅減衰。
例のブロック回路図、第2図は本発明を含む心臓ペース
メーカーの第2の実施例のブロック回路図、第3図は第
1図および第2図のタイムベースユニットを一層詳細に
示すブロック回路図である。 1・・・入閣の心臓、2・・・整調電極、3・・・整調
リード線、4・・・整調パルス発生器、5・・・タイム
ベースユニット、6・・・導線、7・・・インピーダン
ス式呼吸運動計、8・・・AC源、9・・・復調器、1
0・・・フィルタ、11・・・非線形増幅回路、12・
・・積分器、13・・・電圧−パルスレート変換器、1
4〜16・・・導線、17・・・整調パルス、18・・
・追加リード線、19・・・別のインピーダンス測定電
極、20・・・金属製ハウジング、21・・・無関係電
極、22・・・インピーダンス式呼吸運動計、23・・
・サンプル・アンド・ホールド回路、24・・・差形成
器、25・・・導線、26・・・出力キャパシタ、27
・・・スイッチ、28・・・電池、29.30・・・導
線、31・・・零デコーダ、32・・・ダウンカウンタ
、33・・・リセット入力端、34・・・タイムベース
レジスタ、35・・・ゲート、3G・・・アナログ信号
−ディジタル制御語変換器、37・・・高レート比較器
、38・・・高レート値発生器、39・・・積分器、4
0・・・しきい弁別器、41・・・時間/しきい選定器
、42・・・単安定マルチパイプレーク、43・・・時
間/パルス幅選定器、A、B・・・スイッチ位置、D・
・・整調パルスの振幅減衰。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1)a)予め定められた基本整調レートで整調パルス(
17)を発生するための手段(4)と、 b)整調のために整調パルス(17)を心臓(1)に伝
達するための手段(2、3)と、c)身体活動を検出し
かつそれに関係して制御信号を発生するための手段(2
、8、21;19、8、21;2、23、24)と、 d)制御信号に関係して、予め定められた基本整調レー
トを変更するための手段(13、31、32、34、3
6)と、 e)整調レートが予め定められた時間にわたり少なくと
も予め定められた高いレートで走る時を監視し、且つも
し前記の高いレートに達しているならば出力信号を発生
するための手段(37〜43)と、 f)前記出力信号に関係して前記整調レートを低いほう
のレートに復帰させるための手段(34、35)とを含
んでいることを特徴とする心臓ペースメーカー。 2)低いほうのレートが予め定められた基本整調レート
であることを特徴とする特許請求の範囲第1項記載の心
臓ペースメーカー。 3)整調パルス発生手段(4)が、身体活動を検出する
ための手段(2、8、21;19、8、21;2、23
、24)により発生される制御信号に関係する制御への
復帰以前に予め定められた、たとえばプログラム可能な
時間にわたり低いほうのレートで走ることを特徴とする
特許請求の範囲第1項または第2項記載の心臓ペースメ
ーカー。 4)整調パルス発生手段(4)が、制御信号が予め定め
られた高いレートよりも下に下がる時点まで、低いほう
のレートで走り、上記時点で制御信号が整調レートの整
調を再開することを特徴とする特許請求の範囲第1項ま
たは第2項記載の心臓ペースメーカー。 5)予め定められた整調レートを変更するための前記手
段が制御信号に対する電圧−パルスレート変換器(13
)と、制御信号の電圧−パルスレート変換器(13)の
出力信号に対するアナログ信号−ディジタル制御語変換
器(36)と、アナログ信号−ディジタル制御語変換器
(36)の出力信号に対するタイムベースレジスタ(3
4)と、呼吸レートの増大時により高い零カウント速度
に設定されるダウンカウンタ(32)と、ダウンカウン
タ(32)の出力端における零デコーダ(31)とを含
んでおり、前記零デコーダ(31)が整調パルス発生器
(4)と接続されており、整調パルスが各零カウントに
おいて発生されるように整調パルス発生器(4)を制御
することを特徴とする特許請求の範囲第1項ないし第4
項のいずれか1項に記載の心臓ペースメーカー。 6)整調レートを低いほうのレートに復帰させるための
前記手段(34、35)が、タイムベースレジスタ(3
4)とアナログ信号−ディジタル制御語変換器(36)
との間に接続されているゲート(35)を含んでおり、
前記ゲート(35)が、もし整調レートが予め定められ
た高いレートで、またはそれよりも高いレートで走り、
従ってタイムベースレジスタ(34)が予め定められた
基本整調レートに復帰するならば、アナログ信号−ディ
ジタル制御語変換器からタイムベースレジスタ(34)
を切り離すべく構成されていることを特徴とする特許請
求の範囲第5項記載の心臓ペースメーカー。 7)監視のための前記手段(37〜43)がタイムベー
スレジスタ(34)の出力信号および高レート値発生器
(38)の予め定められた高レート信号に対する高レー
ト比較器(37)を含んでおり、前記高レート比較器(
37)が前記ゲート(35)を比較器出力信号およびプ
ログラム可能な時間に関係して、ゲート(35)が前記
プログラム可能な時間ににわたりアナログ信号−ディジ
タル制御語変換器(36)の出力に対して閉じられてい
るように制御することを特徴とする特許請求の範囲第6
項記載の心臓ペースメーカー。 8)監視のための前記手段(37〜43)が、さらに、
前記高レート比較器(37)の出力に対する積分器(3
9)と、前記積分器(39)の出力に対するしきい弁別
器であって前記の予め定められた高レート時間に従って
変更され得るしきいを有するしきい弁別器(40)と、
前記積分器の出力がしきいを超過する時にゲート(35
)を閉じるべくしきい弁別器(40)によりトリガされ
る単安定マルチバイブレータ(42)とを含んでいるこ
とを特徴とする特許請求の範囲第7項記載の心臓ペース
メーカー。 9)単安定マルチバイブレータ(42)のパルス幅がプ
ログラム可能な時間に従って予め選定可能であることを
特徴とする特許請求の範囲第8項記載の心臓ペースメー
カー。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US874596 | 1986-06-16 | ||
US06/874,596 US4776338A (en) | 1986-06-16 | 1986-06-16 | Cardiac pacer for pacing a human heart and pacing method |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS6311174A true JPS6311174A (ja) | 1988-01-18 |
JPH0647024B2 JPH0647024B2 (ja) | 1994-06-22 |
Family
ID=25364137
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP62147805A Expired - Lifetime JPH0647024B2 (ja) | 1986-06-16 | 1987-06-12 | 心臓ペ−スメ−カ− |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4776338A (ja) |
EP (1) | EP0249821B2 (ja) |
JP (1) | JPH0647024B2 (ja) |
DE (1) | DE3778586D1 (ja) |
Families Citing this family (93)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
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