JP2002500910A - 極のデジタルスライドによる心電計表示装置の迅速な再生 - Google Patents

極のデジタルスライドによる心電計表示装置の迅速な再生

Info

Publication number
JP2002500910A
JP2002500910A JP2000528205A JP2000528205A JP2002500910A JP 2002500910 A JP2002500910 A JP 2002500910A JP 2000528205 A JP2000528205 A JP 2000528205A JP 2000528205 A JP2000528205 A JP 2000528205A JP 2002500910 A JP2002500910 A JP 2002500910A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
duty cycle
circuit
response curve
frequency
ecg
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP2000528205A
Other languages
English (en)
Inventor
セグイン、デニス・アール
スタイス、ジョン・アール
ラブラッシュ、スティーブン・ピー
Original Assignee
メドトロニック フィジオ−コントロール マニュファクチャリング コープ．
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by メドトロニック フィジオ−コントロール マニュファクチャリング コープ． filed Critical メドトロニック フィジオ−コントロール マニュファクチャリング コープ．
Publication of JP2002500910A publication Critical patent/JP2002500910A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • A61B5/304—Switching circuits
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S128/00—Surgery
    • Y10S128/901—Suppression of noise in electric signal

Landscapes

  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)

Abstract

(57)【要約】 心電計の波形をモニタし、心電計のトレースをチャートレコーダストリップのような表示装置の中央に戻す方法および装置が開示されている。モニタ回路は、増幅器と、このモニタ回路の周波数応答曲線を切替えるスイッチとを含んでいる。スイッチの第１の位置により、モニタ回路は、ＥＣＧ波形の正確な監視を可能にする遅い周波数応答曲線を有する。スイッチの第２の位置により、モニタ回路は、その増幅器が飽和状態を迅速に脱することを可能にする速い周波数応答曲線を有する。モニタ回路の増幅器は、モニタされている患者に除細動またはペースパルスが与えられたときに飽和する。スイッチは、マイクロプロセッサによって供給されるパルス波形制御信号によって制御される。この制御信号のデューティサイクルを変えることによって、モニタ回路の周波数応答曲線をシフトすることができる。パルス波形のデューティサイクルを段階的に変化させることによって、そうしなければ生成される誤ったＱＲＳ検出マークのような問題が回避できる。パルス波形のデューティサイクルが変更されるインクリメントのステップは、予め定められていてもよいし、あるいは増幅器からのフィードバックにしたがって調節されてもよい。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【０００２】
【発明の属する技術分野】
本発明は一般に、心電計波形をモニタする方法および装置に関し、とくに、心
電計の記録トレースをチャートレコーダストリップのような表示装置の中央に戻
す方法および装置に関する。
【０００３】
【従来の技術】
最もよく知られており、命が危険にさらされる症状の１つは、人間の心臓が人
体によって要求される血量をポンプ運動で送り出すことのできない病気である、
心室繊維性攣縮である。心室繊維性攣縮を経験した心臓に正常な律動を回復させ
る一般に受け入れられている技術は、心臓除細動器を使用して強い電気パルスを
心臓に与えることである。
【０００４】 除細動が要求されているかどうかを決定するために、除細動器は通常、心電 計（ＥＣＧ）モニタ上に表示されるか、あるいはチャートレコーダによって紙の
ストリップ上に描かれる心電計（ＥＣＧ）信号の解釈に依存している。このよう
なシステムでは、ＥＣＧ信号は通常、ＰおよびＴ波ならびに心室収縮と関連した
ＱＲＳピークを含む波形として表示される。これらの波形は解釈され、心室繊維
性攣縮、心室の心悸高進、不全収縮（心臓収縮の欠如）の存在またはその他の異
常な心拍パターンが決定される。
【発明が解決しようとする課題】
ＥＣＧモニタリングに関連した問題の１つは、ペースパルスまたは除細動パル
ス期間中にＥＣＧ電極および組織を通って引出された電流のためにそれらが充電
されてしまう代表的な状態である。一度充電されると、電極は、電極の化学反応
に応じて、数百ミリ秒まで持続する可能性のある時間インターバルにわたって放
電される。それらが放電すると、それらの電圧は直流ではなく、近似的に指数関
数的に減衰する波形であり、ＥＣＧ信号の正常な範囲より実質的に大きい。この
ような電圧は、ＥＣＧモニタ回路の増幅器を飽和させる。したがって、一般的な
問題は、電極を充電して増幅器を飽和させる除細動またはペースパルスの供給の
後に可能な限り迅速に正常なＥＣＧモニタリングに戻る方法である。
【０００５】 この問題に対処する従来技術の１つの方法はBolz氏他による米国特許第5,609
,611 号明細書に記載されており、そこには多孔性電極および残留電荷または後 電位が減少されるペースメーカーシステムが開示されている。さらに、Economid
es氏他による米国特許第4,811,738 号明細書には、蓄積された電荷を迅速に減少
させる心臓ペースメーカーが開示されている。これらの両特許明細書は、刺激パ
ルスに後続する期間中に心臓の電気的な“応答信号”（ＥＣＧ信号のような）を
測定しようする問題を処理している。これらの特許明細書に記載されているよう
に、各刺激パルス中に、電極上において、正常な心臓測定を妨害する可能性の高
い刺激された組織の分極時に電荷が蓄積される。両特許明細書には、刺激パルス
に続いて逆の極の短期間の充電を行って、蓄積された電荷を相殺して迅速に正常
な心臓測定を回復する技術が開示されている。これらの方法によって蓄積電荷問
題は解決するが、それらには、相殺を実行するために余分なエネルギおよび時間
が必要であり、付加的な相殺回路が必要であるという欠点がある。
【０００６】 別の従来技術は Pless氏による米国特許第5,447,518 号明細書に記載されて おり、そこには位相関連心臓除細動に対する方法および装置が開示されている。
Pless氏による特許明細書の図１に示されているように、第１の増幅器からの出
力が、抵抗と、第２の増幅器と、キャパシタとを含む直流ベースライン再生回路
に結合される。ベースライン再生回路は、スイッチを介してマイクロプロセッサ
によって制御される可変時定数を有する。スイッチが閉じられたとき、第１の増
幅器からの電流が抵抗によって分路され、それによって速い時定数が提供される
。さらに、第２の増幅器は、やはりマイクロプロセッサの制御下にある可変的な
直流設定点を有する。一般に、感知回路は、あるレベルのＥＣＧ信号に応答して
除細動出力信号を発生する。除細動出力信号が発生された後、マイクロプロセッ
サは、スイッチを閉じることによって直流ベースライン再生回路を速い時定数に
設定する。数ミリ秒後に、増幅器の出力は、除細動出力信号の供給前と同じ電位
に戻る。その後、マイクロプロセッサはスイッチを開いて、ベースライン再生回
路を遅い時定数に戻す。除細動パルス供給に続くＥＣＧ波形の監視に関して生じ
る問題のいくつかはこの回路によって解決されるが、それにも欠点がある。たと
えば、いくつかのシステムにおいて、減衰オフセットが存在する場合にベースラ
イン再生回路を速い時定数と遅い時定数との間で瞬間的に切替える方法では、実
際には心臓が心室繊維性攣縮を経験しているときに適切に機能している心臓を示
すものとして解釈される可能性の高い誤ったＱＲＳ検出マーク（心室収縮を示す
ＱＲＳ波形に関連した）が生成される傾向がある。この結果、除細動パルスが必
要な場合に医師（オペレータ）がこれを与えることをやめてしまう可能性が高い
。
【０００７】 したがって、除細動治療を行った後、可能な限り迅速にシームレスに正常な ＥＣＧモニタリングに戻る方法および装置が必要とされている。この方法および
装置は、付加的なエネルギ出力および多量の回路の追加を必要としてはならない
。さらに、この方法および装置は、誤ったＱＲＳ検出マークを生ぜずに正常な監
視に戻らなければならない。以下に説明するように、本発明は、これらの基準を
満足させると共に従来技術における別の問題を解決する方法および装置を提供す
る。
【課題を解決するための手段】
本発明によると、心電計（ＥＣＧ）記録トレースを表示装置の中央に戻すため
に、スライディング極を使用するデジタル制御回路が設けられる。ＥＧ表示装置
は、増幅器とマイクロプロセッサによって制御されるスイッチとを備えたモニタ
回路を含んでいる。スイッチは、モニタ回路が第１の極を有する第１の周波数応
答曲線を有する第１の状態、およびモニタ回路が第２の極を有する第２の周波数
応答曲線を有する第２の状態等の２以上の状態間で切替え可能である。したがっ
て、モニタ回路の周波数応答曲線の選択は、マイクロプロセッサによって生成さ
れるスイッチに対する制御信号によって制御される。
【０００８】 本発明の１つの特徴によると、スイッチに対する制御信号は、可変的なデュ ーティサイクルを有するパルス波形である。パルス波形のデューティサイクルを
調節することによって、モニタ回路の周波数応答曲線を調節することができる。
実際の１実施形態では、段階的にインクリメントされるパルス波形のデューティ
サイクルが調節され、そうでなければ発生する可能性の高い誤ったＱＲＳ検出マ
ークの生成を回避している。また、パルス波形の動作周波数は、パルス波形のデ
ューティサイクルに対する調節が誤ったＱＲＳ検出マークを生成しないように、
ＥＣＧ帯域幅の高い周波数の上方にあることが好ましい。
【０００９】 本発明の別の特徴によると、モニタ回路の増幅器は、調節ルーチンにしたが って飽和していない状態にされる。調節ルーチンは最初にパルス波形制御信号の
デューティサイクルを最小に設定して、増幅器を迅速に飽和状態にする。その後
、デューティサイクルは、最大デューティサイクルに達するまで段階的にインク
リメンタルされて増加される。インクリメンタルのステップは予め定められてい
てもよいし、あるいは増幅器からのフィードバックにしたがってカスタマイズさ
れてもよい。
【００１０】 本発明のさらに別の特徴によると、パルス波形のデューティサイクルに対す る調節ルーチンが増幅器からのフィードバックにしたがってカスタマイズされる
場合、エンベロープフィルタを形成するようにローパスフィルタが追加される。
エンベロープフィルタは、波形の指数関数的な減衰が観察されることができるよ
うに、ＥＣＧ信号を一時的に除去する。エンベロープフィルタの出力がしきい値
より低く、出力のベースラインに向かっている場合、このルーチンは、最大デュ
ーティサイクルに達するか、あるいはエンベロープフィルタの出力がベースライ
ンに向かわなくなるまで一定のインクリメントでデューティサイクルを増加させ
る。エンベロープフィルタの出力がベースラインから離れる方向に向いて、要求
されるダイナミックレンジ外になった場合、デューティサイクルは、出力がダイ
ナミックレンジに戻るか、あるいはベースラインから離れる方向に向かわなくな
るまで一定のインクリメントで減少される。
【００１１】 本発明の別の特徴によると、第１の周波数応答曲線の低い周波数の極は公称 的に０．０５Ｈｚであり、一方第２の周波数応答曲線の高い周波数の極はほぼ１
０Ｈｚである。０．０５Ｈｚの極を有する低い周波数応答曲線によって、正常な
心臓のモニタ中に発生する可能性の高い遅いＥＣＧ波形を正確にモニタすること
が可能となる。１０Ｈｚの極を有する高い周波数応答曲線は、モニタ回路の増幅
器が予め定められた期間内に不飽和状態にされることを可能にするように十分に
速い。増幅器の飽和は、モニタされている患者に除細動パルスが与えられたとき
にしばしば発生する。
【００１２】 心電計表示装置のモニタ回路を回復させる開示された装置および方法は、そ れによって、破壊的な除細動パルスの供給に続いて、可能な限り迅速に正確なＥ
ＣＧ波形の全帯域幅モニタが回復されることを可能となる点で有効であることが
理解されるであろう。本発明の周波数応答曲線を調節するスライディング極のデ
ジタル構成形態はまた、誤ったＱＲＳ検出マークを発生させずに正確なＥＣＧモ
ニタリングが再生されることを可能にする。さらに、デジタル方法を使用するこ
とにより小型素子および正確な回路制御のような回路に関する付加的な利点が生
じる。
【発明の実施の形態】
本発明の上記の特徴および多数の付加的な利点は、以下の詳細な説明および添
付図面から当業者によってさらによく理解されると同時にさらに容易に認識され
るであろう。 本発明は、心拍パターンの正確な監視を可能にするようにＥＣＧ信号を処理す
る回路において使用される方法および装置に関する。この回路は、破壊的な除細
動パルスが回路の増幅器を飽和させ、ＥＣＧ電極およびある身体組織を電気的に
充電した後、可能な限り迅速にＥＣＧモニタリングが再生されることを可能にす
るように設計されている。本発明の３つの主な特徴は、除細動パルスの破壊的な
エネルギによって発生する問題を解決する構成にある。第１に、本発明は、除細
動パルスに続いて迅速にその増幅器が不飽和状態にされることができるように、
その周波数応答曲線の“極”を“遅い”０．０５Ｈｚ曲線から“速い”１０Ｈｚ
曲線にシフトさせることができる。第２に、回路は、以下詳細に説明するように
極をゆっくり１０Ｈｚ曲線から０．０５Ｈｚ曲線に“スライド”させることによ
って極のシフトを行って、誤ったＱＲＳ検出マークの生成を回避することができ
る。第３に、回路は、以下さらに詳細に説明するようにその他の構成にまさる別
の利点を有するデジタル的に制御される方法を使用して上述の特徴を行うことが
できる。
【００１３】 添付された図１には、本発明にしたがって形成された回路の概略図が示され ている。図１に示されているように、回路は抵抗Ｒ１−Ｒ５、キャパシタＣ１、
演算増幅器ＯＰ１およびＯＰ２、スイッチＳ１、マイクロプロセッサＰＲ１、な
らびにメモリＭ１を含んでいる。回路への入力Ｖ１は抵抗Ｒ１の一端に供給され
、出力Ｖ２は演算増幅器ＯＰ１の出力から取出される。マイクロプロセッサＰＲ
１からの制御信号Ｖ３は、スイッチＳ１を制御するために使用される。
【００１４】 演算増幅器ＯＰ１は、回路における前置利得増幅器として使用される。演算 増幅器ＯＰ２は、回路のハイパス極を提供するために必要なフィードバック路に
おける積分装置である。演算増幅器ＯＰ２からの積分装置の応答特性は、以下説
明するようにスイッチＳ１を制御するために使用されたパルス波形のクロック速
度を濾波して除去するのに十分である。
【００１５】 スイッチＳ１は本質的に可変抵抗として機能する。スイッチが開かれたとき 、抵抗値は無限大であり、スイッチが閉じられたとき、抵抗値はゼロ（短絡回路
）である。スイッチがパルス波形信号により制御されているとき、スイッチによ
ってシミュレートされる抵抗値の量は、パルス波形のデューティサイクルに依存
する。デジタル制御技術を使用すると、スイッチＳ１に対する制御信号Ｖ３は、
メモリＭ１に記憶されているソフトウェアにより制御されるマイクロプロセッサ
ＰＲ１によって供給される。ソフトウェアは、迅速に回復し、人工的な表示を最
小にし、局所貧血ＳＴセグメントを明瞭に示すＥＣＧ表示を生じさせるように実
験的に決定された非線形な方式でパルス波形制御信号Ｖ３のデューティサイクル
を変化させる。
【００１６】 図２は、図１の好ましい実施形態の回路に対する２つの可能なハイパス周波 数応答曲線を示す。信号処理においてよく知られているように、図２に示されて
いる２つの周波数応答曲線は、“極”によって表わされることができる。回路は
、制御信号Ｖ３のデューティサイクルがゼロに近い値に調節されたとき、回路の
ハイパス周波数応答曲線が１０Ｈｚの極の応答曲線で示されるように設計されて
いる。制御信号Ｖ３のデューティサイクルが１に調節されたとき、ハイパス周波
数応答曲線は０．０５Ｈｚの極の応答曲線に対応する。制御信号Ｖ３のデューテ
ィサイクルを調節することによって、スイッチＳ１によってシミュレートされる
抵抗値が変化され、それによって図１の回路に対するハイパス周波数応答曲線の
極が０．０５Ｈｚの応答曲線と１０Ｈｚの応答曲線との間で切替わるようにする
ことができる。技術において一般的に知られているように、本発明のようなＥＣ
Ｇモニタ回路はまた、２００Ｈｚ乃至３００Ｈｚの範囲のコーナー周波数を有す
るローパスフィルタを使用する。このローパスフィルタ技術は、ＥＣＧ処理回路
技術においてよく知られているため、ここでは説明しない。
【００１７】 本発明のような回路は、そのハイパス極を０．０５Ｈｚと１０Ｈｚのハイパ ス周波数応答曲線の間で切替えることができることが望ましい。重要なＥＣＧ信
号は、回路がモニタしなければならない０．０５Ｈｚの範囲に存在するため、０
．０５Ｈｚの周波数応答曲線が必要である。０．０５Ｈｚの周波数応答曲線は、
医療計測向上協会（ＡＡＭＩ）によって公表されたＥＣＧ処理に対する標準規格
である。回路の増幅器が過度に駆動されて飽和させられた場合（除細動パルスに
後続する場合のように）、０．０５Ｈｚの応答曲線が増幅器を正常な動作に戻す
には非常に長い時間を要するため、１０Ｈｚの周波数応答曲線が必要である。０
．０５Ｈｚの応答曲線で動作する回路において、増幅器は、その遅い応答曲線の
ために落ちつく（すなわち、不飽和状態になる）のに２０秒以上かかる可能性が
高い。異常な心拍パターンが認められる危険な状態において、ＥＣＧ信号が再度
現れるのを待つには２０秒は長過ぎる。しかしながら、１０Ｈｚの応答曲線を有
する回路は、典型的な電極セットが使用されている場合、落ちつくのに約１／１
０秒しか必要としない。これは、信号回復の観点からはるかに望ましい。１０Ｈ
ｚの応答曲線は一般に、従来技術の回路においてこのために使用されている。し
たがって、切替え技術を使用することによって、０．０５Ｈｚの応答曲線は正常
のＥＣＧ信号処理に対して実行され、１０Ｈｚの応答曲線は、問題のある高電圧
が増幅器を飽和させた場合（この場合には制御信号Ｖ３を一時的に低くすること
により）、簡単に実行されることができる。その結果、回路の増幅器は、その不
飽和状態に迅速に戻る。
【００１８】 図３は、説明の論点を表わしている。時間ｔ＝０において、回路の増幅器を ５Ｖレベル付近でほぼ飽和させる高電圧の入力信号が導入される。また時間ｔ＝
０において、制御信号Ｖ３は、回路の周波数応答曲線が０．０５Ｈｚとなるよう
に高くされている。時間ｔ＝０から時間ｔ＝０．３まで、増幅器の出力電圧は、
ゆっくりと減衰してそれらの正常な状態に戻っていく。回路は０．０５Ｈｚの応
答曲線で動作しているため、減衰は非常に緩慢である。この速度において、何ら
かの変更がなされなければ、減衰は２０秒かかる。時間ｔ＝０．３において、回
路を１０Ｈｚの応答曲線に移行させるように制御信号Ｖ３が低下され、それによ
って図３に示されているように、増幅器が迅速にそれらの不飽和状態に戻ること
が可能となる。
【００１９】 図４は、図１の回路の増幅器を飽和させることのできる高電圧信号のタイプ を示す。この波形は、ＥＣＧ電極がペースパルスまたは除細動パルス中にそれら
の電極から引出された電流によって充電された典型的な状態から結果的に得られ
る。一度充電されると、電極は電極の化学反応に応じて数百ミリ秒の時間インタ
ーバルにわたって放電する。電極が放電するにしたがって、それらの間の電圧は
直流ではなく、図４に示されているように指数関数的に減衰する波形となる。図
４に示されているほぼ指数関数的に減衰する波形は、ＥＣＧチャートレコーダお
よび表示装置の増幅器を飽和させる。これは、増幅器が電圧レベルＶＬ１とＶＬ
２との間の電圧範囲内の信号を表示するのに十分なダイナミックレンジしか有し
ていないためである。示されているように、時間Ｔ１で除細動パルスが発生した
とき、指数関数的な波形は高電圧パルスＶＬ３に達し、その後電圧レベルＶＬ０
に近い値に指数関数的に減衰する。電極の化学反応は、減衰していく波形に影響
を与える可能性がある。示されているように、電圧レベルＶＬ３からＶＬ０に指
数関数的に減衰する波形の電圧範囲は、明らかに、電圧レベルＶＬ１とＶＬ２と
の間で増幅器のダイナミックレンジを越えており、したがって増幅器を飽和させ
る。したがって、ＥＣＧチャートレコーダおよび表示装置からの心電計の記録は
、表示装置の中央からオフセットしたままであり、増幅器が再び不飽和状態にさ
れるまでＥＣＧ波形全体を示すことができない。
【００２０】 上記の説明は、回路の周波数応答の極をシフトする（たとえば、適切なＥＣ Ｇ心臓監視に必要な遅い０．０５Ｈｚから、増幅器を不飽和状態にするために必
要な速い１０Ｈｚ応答曲線に）ことが重要である理由を示している。以下、比較
的ゆっくり行われなければならないこの極のシフトの問題を本発明の第２の特徴
に関して説明する。上述した本発明の第２の特徴は、周波数応答極を１つの位置
から別の位置に段階的にスライドすることによって誤ったＱＲＳ検出マークが除
去されることである。
【００２１】 図５のＡは、局所貧血を起こしているが適切に機能している心臓の波形を示 す。図５のＡに認められるように、三角形のＱＲＳ検出マークは、波形信号の各
ハイビート(high beat) の部分に存在する。ＱＲＳ検出マークは、速い立上がり
時間によって示されたＥＣＧ波形の特定の部分に感応する回路によって電子的に
発生される。当業者は、このような回路がよく知られており、したがってここに
おいてさらに詳細に開示される必要がないことを認識するであろう。ＱＲＳ検出
マークの存在は一般に適切に機能している心臓を示す。これらの検出マークは、
患者の健康を評価するために医師（オペレータ）によって使用される。他方にお
いて、図５のＢは繊維性攣縮を起こしている心臓を示す。図５のＢに認められる
ように、ＱＲＳ検出マークは存在しない。したがって、心臓が正しく機能してい
るか、あるいは繊維性攣縮を起こしているかを医師（オペレータ）が決定するた
めの基本的な方法は、波形中にＱＲＳ検出マークを検出することである。
【００２２】 図６のＡは、図５のＢの波形のような繊維性攣縮を起こしているが、図４に 示されている最新の除細動パルスが与えられた心臓の波形を示す。図６のＡは、
回路が０．０５Ｈｚの応答曲線と１０Ｈｚの応答曲線との間で瞬間的に切替わっ
た場合、この状態で現れる傾向のある誤ったＱＲＳ検出マークを示す。
【００２３】 図６のＢは、図６のＡに示されているような誤ったＱＲＳ検出マークを有す る波形を生成する瞬間切替え技術を使用して図１のスイッチＳ１のようなスイッ
チを制御するタイミング図を示している。図６のＢの切替えタイミング図は、増
幅器が正常に動作していると検出された場合にオンに切替わって正常な０．０５
Ｈｚの心臓監視を再生し、また増幅器が飽和したと検出された場合にはオフに切
替わって１０Ｈｚの応答曲線に移行する回路によって生成される。ほぼ指数関数
的に減衰する波形は通常、０．０５Ｈｚのハイパス極のパスバンドレンジ内にあ
り、増幅器を飽和させるのに十分に大きいレベルであるスルーレートを有する。
このようにして、図６のＢは、１０Ｈｚの応答曲線下において増幅器が迅速に不
飽和状態になると切替わり、また図４に示されている指数関数的に減衰する波形
のために再び急速に飽和すると切替わる。図６のＡに示されているように、この
現象は、ＱＲＳ検出回路が真のＱＲＳ波形と誤った解釈した波形のタイプをシミ
ュレートするように増幅器の出力を急速に上昇および下降させる。したがって、
ＱＲＳ検出回路は、図６のＡに示されている誤ったＱＲＳ検出マークを生成する
。このような誤ったＱＲＳ検出マークに関する明らかな危険性は、医師（オペレ
ータ）が第１の除細動パルスを患者に与えたときに、その医師（オペレータ）が
誤ったＱＲＳ検出マークを正しく機能している心臓を示すものと解釈し、その結
果第２の除細動パルスを与えない可能性が高いことである。
【００２４】 本発明の１実施形態において実際に使用される上記の問題に対する解決方法 は、１０Ｈｚ応答から０．０５Ｈｚ応答に瞬間的に切替えるのではなく、回路の
周波数応答極を１秒の時間期間のような所定のインターバルにわたって１０Ｈｚ
応答から０．０５Ｈｚ応答に段階的にスライドさせることである。この“極のス
ライド”により、増幅器が不飽和状態に迅速に回復され、誤ったＱＲＳ検出マー
クが生成される可能性が低く、０．０５Ｈｚの範囲内の遅い心臓信号が依然とし
て実際に観察可能であるという点で有効な妥協が行われる。
【００２５】 上記の“極のスライド”技術を行うために使用可能な１つの手段は、図１に 示されている抵抗Ｒ４およびスイッチＳ１をトランジスタのような電圧制御抵抗
により置換することである。トランジスタのゲート上の電圧を変化させることに
よって、実効抵抗を変化させることができ、それによって極が１秒のインターバ
ルにわたって１０Ｈｚの応答から０．０５Ｈｚの応答にスライドすることが可能
になる。しかしながら、電圧制御抵抗の最小および最大抵抗値の制御は不完全で
あり、そのダイナミック信号レンジが不十分であり、ある装置と別の装置との間
におけるその抵抗値対制御電圧の整合性は不十分である。以下説明するように、
これらの制限は、スイッチに対してデジタル制御技術を使用することにより克服
できる。
【００２６】 図１に示されている回路の実施形態で実際に使用されるデジタル的に制御さ れる別の形態は、スイッチＳ１のデジタルソフトウェア制御を含んでいる。スイ
ッチＳ１に対する制御信号Ｖ３は、メモリＭ１中に記憶されているソフトウェア
により制御されるマイクロプロセッサＰＲ１によって供給される。制御信号Ｖ３
のデューティサイクルは、ゼロ（スイッチＳ１が無限大の抵抗値をシミュレート
レートしたとき）から１（スイッチＳ１がゼロ抵抗値をシミュレートレートした
とき）までの範囲に入るように調節される。このタイプのデューティサイクル調
節の一例は図７のＢに示されており、以下さらに詳細に説明する。パルス波形の
動作周波数は、パルス波形デューティサイクルに対する調節により誤ったＱＲＳ
検出マークが生成されないように、ＥＣＧ帯域幅の高周波数の上方に位置してい
ることが好ましい。１実施形態では、ハードウェアにおける３００Ｈｚの限界設
定に続いて、ソフトウェアにおいて１５０Ｈｚの限界が設定される。図１の回路
のフィードバックループにおける積分装置はパルス波形のクロック周波数を濾波
して除去するのに十分である。この結果は、電圧制御された抵抗を使用すること
によって得られるものに匹敵し、しかも制御の不完全な最小および最大抵抗値、
制御の不十分なダイナミックレンジ、およびある装置と別の装置との間における
不完全な整合を伴わない。さらに、デジタル的に制御されるスイッチＳ１をこの
方法で使用することにより、ソフトウェアがスイッチを非線形方式で制御するこ
とが可能となる。この非線形方式は、迅速に回復し、人工的な表示を最小にし、
局所貧血ＳＴセグメントを明瞭に示すＥＣＧ表示を生成するように実験的に定め
られる。
【００２７】 図７のＢには上記の結果が示されており、この図では図４に示されているよ うな高電圧が時間Ｔ０で増幅器の入力に導入されている。したがって、時間Ｔ０
において、回路は増幅器を迅速に不飽和状態に戻すようにその１０Ｈｚ応答曲線
に切替わっている。時間Ｔ０とＴ１との間において、制御信号Ｖ３は０％デュー
ティサイクル状態に維持されている。上述のように、０％のデューティサイクル
により、回路は１０Ｈｚの周波数応答曲線を有する。時間Ｔ１において示されて
いるように、図７のＡに示されている出力波形が適切なパラメータ（所定の時間
のような、あるいは図９を参照して以下に説明するルーチンによる）に達したと
ソフトウェアまたは論理制御回路が決定してしまうと、パルス波形制御信号Ｖ３
に対するデューティサイクルは、２５％デューティサイクルに切替えられる。時
間Ｔ２において７５％デューティサイクルが行われ、その後時間Ｔ３では９５％
デューティサイクルが行われ、時間Ｔ４において１００％のデューティサイクル
が行われる。図７のＢに示されている方法は、デューティサイクルが本質的に０
％デューティサイクルと１００％デューティサイクルとの間で瞬間的に切替えら
れて誤ったＱＲＳ検出マークが生成された図６のＢに示した方法と明らかに異な
っていることに注意すべきである。図７のＢに示されている方法によって生成さ
れた出力波形は、図７のＡに示されている出力波形に比較してはるかに滑らかで
あり、ＱＲＳ検出マークが正しい時期に現れている。
【００２８】 実際の用途において、図７のＢに示されている段階的な値および時間は通常 もっと複雑である。図７のＢに示されている段階的な値および時間は、図７のＡ
に示されている波形の回復時間に近似させるために選択されたものであり、例示
のために示されたものに過ぎない。時間Ｔ１における０から２５％への段および
時間Ｔ２における２５から７５％への段のような図７のＢのサイクルの初期の部
分における大きいデューティサイクル段は、実際の用途では、フィルタ出力波形
において著しい直流電圧変化を生じさせる傾向がある。この信号が増幅器の要求
されたダイナミックレンジ内にとどまっているあいだに、大きい直流のスイング
がＥＣＧモニタの使用者の注意を真の信号から逸らす。したがって、実際の用途
において、デューティサイクル段に関してさらに微細な解像度設定が望ましいか
もしれない。これらの微細な解像度段階は、別の実施形態では、マイクロプロセ
ッサまたは他の論理構成におけるソフトウェア制御を単に調節することにより容
易に構成される。このような調節を容易に行えることによって、本発明のデジタ
ル形態の別の利点が明らかになる。以下において、さらに詳細に説明するように
、図９はデューティサイクル段を調節するための好ましいルーチンを示す。
【００２９】 図８は、本発明にしたがって周波数応答の極をスライドするようにパルス波 形制御信号のデューティサイクルを調節する上述の方法を示すフローチャートで
ある。図８の説明は、制御信号の最大デューティサイクルにより回路がその応答
曲線として低い周波数の極を有し、最小デューティサイクルにより回路が高い周
波数応答曲線を有するという仮定の下になされている。しかしながら、最小デュ
ーティサイクルが低い周波数応答曲線を生成し、最大デューティサイクルの高い
周波応答曲線を生成するように回路を構成することも可能であることが理解され
るであろう。
【００３０】 図８の方法は、回路がその正常なＥＣＧモニタリングモードで動作するブロ ック20から始まる。したがって、ブロック20においてデューティサイクルは最大
であり、回路が遅いＥＣＧ心臓信号を正確にモニタすることを可能にする低い周
波数応答曲線（たとえば、上記の例における０．０５Ｈｚの応答曲線）に回路が
位置するようにする。決定ブロック30において、患者に与えられた除細動または
ペースパルスによってしばしば発生されるように、モニタ回路の増幅器が飽和し
ているかどうかが決定される。増幅器が飽和していない場合、この方法はブロッ
ク20に戻り、正常なＥＣＧモニタリング動作が続けられる。他方、増幅器が飽和
している場合は、この方法はブロック40に進む。ブロック40において、回路のソ
フトウェアまたは論理制御装置は、増幅器を不飽和状態に迅速に戻すように制御
信号Ｖ３（図１）のデューティサイクルを最小値に切替える。その後、ブロック
50において制御信号のデューティサイクルのパーセンテージは、最大デューティ
サイクルに達するまで、増加ルーチン（図９）にしたがって段階的にインクリメ
ントを増加され、最大デューティサイクルに達した時点で方法はブロック20に戻
る。ブロック50に示されている増加ルーチンは、予め定められたパーセンテージ
増加ステップからなる簡単な方法でもよいし、あるいは図９を参照して以下さら
に詳細に説明するように複雑な方法であってもよい。
【００３１】 図９は増加ルーチンを示しており、この増加ルーチンは、デューティサイク ルのソフトウェア制御を使用して、使用されている電極の特定の化学反応に応答
する方式で周波数応答曲線の極のスライドを調節することが望ましいということ
に基づいている。上述したように、とくに電極の化学反応およびその他のパラメ
ータにより、図４に示されているような波形の形状および大きさが決定される。
したがって、ＥＣＧモニタリングシステムにより異なった電極が使用された場合
、増幅器を不飽和状態に戻すために克服する必要のある指数関数的な減衰が著し
く変化する。したがって、予め選択された段階的な方法（図７のＢに示されてい
るような）は、そのシステムにより使用されている所定の電極セットに最適なも
のでなくなる可能性がある。その代わりに、ある既知のフィードバック状態に応
答する段階的な方法を使用してカスタマイズされた段階的ルーチンを生成するこ
とができる。とくに、一般に知られているあるフィードバック状態では、回路の
ハイパスフィルタの直流出力がベースラインに向かって変化している場合、高周
波の極がおそらく非常に高く設定され、その結果ＥＣＧ波形が過度に減衰される
。しかしながら、直流出力がベースラインから離れる方向に傾斜が変化している
ことが認められた場合、高周波の極はおそらく非常に低い値に設定されている。
この問題を解決するために、図９を参照して以下に説明するように、ソフトウェ
アまたは論理制御によって極のスライド位置をインクリメントベースで調節する
ことができるため、回路は直流変化を生じることなく最良の方法で増幅器を不飽
和状態に戻すことができる。
【００３２】 図９に示されているように、ブロック60において、技術的によく知られてい るローパスフィルタが切替えられて回路中に付加され、直流エンベロープが生成
される。その後、ブロック70において、フィルタの出力の直流エンベロープがモ
ニタされる。ブロック80において、フィルタ出力のエンベロープがしきい値より
小さいかどうか、ならびにこの出力がベースラインに向かっているかどうかがル
ーチンにより決定される。ブロック80からの答えがイエスならば、ルーチンは決
定ブロック82に進み、ここで制御信号Ｖ３のデューティサイクルがすでに最大に
なっているかどうかが決定される。制御信号Ｖ３がすでに最大である場合、ルー
チンはブロック70に戻る。決定ブロック82の結果がノーならば、ルーチンはブロ
ック84に進む。ブロック84において、デューティサイクルは一定のインクリメン
トで増加され、その後ルーチンはブロック70に戻る。このようにして、最大デュ
ーティサイクルに達するか、あるいはフィルタ出力のエンベロープがベースライ
ンから離れる方向に向かい始めるまで、デューティサイクルの連続的な監視と一
定インクリメントによる増加がブロック70から84までのループを通って繰り返さ
れる。フィルタ出力のエンベロープが要求されたダイナミックレンジ内にある場
合、ルーチンは、デューティサイクルが固定値に維持されなければならず、回復
が調節なしに短時間で発生しなければならないと予想されるブロック70に戻る。
【００３３】 説明をブロック80に戻すと、フィルタの出力のエンベロープがしきい値より 小さくないと決定され、またそれがベースラインに向かっていない場合、ルーチ
ンはブロック90に進む。ブロック90において、フィルタの出力のエンベロープが
ベースラインから離れる方向に向いているかどうかが決定される。この出力が離
れる方向に向いていない場合、ルーチンはブロック70に戻る。しかしながら、出
力が離れる方向に向いている場合、ルーチンはブロック92に進む。ブロック92に
おいて、フィルタ出力のエンベロープが要求されるダイナミックレンジ内にある
かどうかが決定される。フィルタ出力のエンベロープが要求されるダイナミック
レンジ外にある場合、方法はブロック94に進み、ここでデューティサイクルは一
定のインクリメントで減少され、その後ルーチンはブロック70に戻る。このよう
にして、フィルタ出力のエンベロープはモニタされ続け、フィルタ出力がベース
ラインから離れる方向に向かなくなるまで、デューティサイクルがブロック70と
94との間のループを通じて一定のインクリメントで減少され続ける。フィルタの
出力は、ベースラインから離れる方向に向いてしまうと要求されたダイナミック
レンジ内に入り、したがってブロック92からブロック70に戻るため、ブロック94
で行われる論理処理が使用されることはまれである。
【００３４】 上述した発明は、ＥＣＧ出力を正確に効率的に供給する回路である。デジタ ル的にスライドする極の使用により、回路は正確なＥＣＧ波形を依然供給しなが
ら、ほぼゼロのベースラインエラーに最短時間で回復する。極の位置は、スイッ
チ制御信号のデューティサイクルによって制御される。この構成は、電圧制御抵
抗を使用した場合に匹敵し、しかも制御の不完全な最小および最大抵抗値、制御
の不完全なダイナミックレンジ、およびある装置と別の装置との間における抵抗
値対制御電圧の不十分な整合を伴わない結果をもたらす。さらに、この方式でデ
ジタル的に制御されるスイッチを使用することにより、アップグレードされて上
述したように調節されることのできるソフトウェア制御が可能となる。さらに、
このソフトウェア制御によって、デューティサイクル段の解像度は任意のインク
リメントで調節可能となり、また直流出力のエンベロープの傾斜角度の変化を回
避するようにこのソフトウェア制御を行うことができる。
【００３５】 本発明の好ましい実施形態を図示および説明してきたが、本発明の技術的範 囲を逸脱することなく種々の変更が可能であることが認識されるであろう。
【００３６】
【図面の簡単な説明】
【図１】 デジタルスライディング極の高速再生を行う回路の概略図。
【図２】 図１の回路におけるスライディング極によって生成される２つの周波数応答曲
線を示すグラフ。
【図３】 飽和を生じさせる除細動パルスが一度供給された図１の回路の増幅器の不飽和
化プロセスを示すグラフ。
【図４】 除細動パルスの供給に続いて１組の電極上において指数関数的に減衰する電圧
のグラフ。
【図５】 正常な心拍に対する局所貧血ＥＣＧ波形図、および繊維性攣縮を起こしている
心臓に対するＥＣＧ波形図。
【図６】 瞬間切替え技術を使用する回路によって生成された誤ったＱＲＳ検出マークを
有するＥＣＧ波形のグラフ、およびこのＥＣＧ波形を生成する瞬間切替え技術の
タイミング図。
【図７】 本発明のデジタル切替え技術を使用して図１の回路によって生成されるＥＣＧ
波形図、およびこの波形を生成する本発明のデジタル切替え技術に対する１つの
可能なデューティサイクルのタイミング図。
【図８】 本発明による図１の制御信号のデューティサイクルの調節方法を示すフローチ
ャート。
【図９】 本発明のスライディング極を調節する調節ルーチンを示すフローチャート。
【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書
【提出日】平成１２年１月２８日（２０００．１．２８）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正内容】
【特許請求の範囲】
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 スタイス、ジョン・アール アメリカ合衆国、ワシントン州 98052 レッドモンド ワンハンドレッドアンドフ ィフティサード・コート・エヌ・イー 6006 (72)発明者 ラブラッシュ、スティーブン・ピー アメリカ合衆国、ワシントン州 98117 シアトル、ディブル・アベニュー・エヌ・ ダブリュ 7322 Ｆターム(参考） 4C027 AA02 EE03 EE05 FF02 FF05 HH02 KK03 KK05 5J090 AA03 AA47 CA12 CA13 CA21 FA10 HA25 HA29 HA38 KA01 TA01 TA03 5J091 AA03 AA47 CA12 CA13 CA21 FA10 HA25 HA29 HA38 KA01 TA01 TA03 【要約の続き】 いてもよいし、あるいは増幅器からのフィードバックに したがって調節されてもよい。

Claims (24)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 ＥＣＧ信号を増幅する増幅器と、 前記増幅器に結合され、２以上の位置間で切替えることができ、スイッチ制御
    信号によって制御されるスイッチと、 スイッチ制御信号を供給する制御プログラムとを具備し、 前記スイッチの第１の位置において、回路はＥＣＧ信号の処理を可能にするよ
    うに十分に低い第１の極を持つ第１のハイパス周波数応答曲線を有し、 前記スイッチの第２の位置において、回路は増幅器が特定された期間内に飽和
    状態を脱するような十分に高い第２の極を持つ第２のハイパス周波数応答曲線を
    有し、 前記スイッチ制御信号はデューティサイクルを有するパルス波形であり、その
    デューティサイクルは、回路のハイパス周波数応答曲線を第２の周波数応答曲線
    から第１の周波数応答曲線に段階的にインクリメントしてシフトするように制御
    プログラムによって段階的なステップで調節されることを特徴とするＥＣＧ信号
    を処理する回路。
  2. 【請求項２】 制御プログラムは、第２の周波数応答曲線に切替え、その後
    第１の周波数応答曲線が表されるまでスイッチ制御信号のデューティサイクルを
    段階的にインクリメントして調節することによって回路の増幅器を不飽和状態に
    する調節ルーチンを含んでいる請求項１記載の回路。
  3. 【請求項３】 直流エンベロープフィルタを生成するために追加されたロー
    パスフィルタと、前記エンベロープフィルタの出力をモニタして関連データを供
    給するモニタ手段とをさらに具備している請求項２記載の回路。
  4. 【請求項４】 エンベロープフィルタからの出力波形はベースラインを有し
    ており、調節ルーチンはモニタ手段からのデータを使用して、エンベロープフィ
    ルタの出力が波形のベースラインに向かっているかどうかを決定し、そうである
    場合には、エンベロープフィルタの出力がベースラインに向かわなくなるか、あ
    るいは制御信号のデューティサイクルに対する限界に達するまで、一定のインク
    リメントでデューティサイクルを変更してハイパス応答曲線の極の周波数を減少
    させる請求項３記載の回路。
  5. 【請求項５】 調節ルーチンはモニタ手段からのデータを使用して、エンベ
    ロープフィルタの出力が波形のベースラインから離れる方向に向かっているかど
    うか、およびそれがダイナミックレンジ外にあるかどうかを決定し、そうである
    場合には、エンベロープフィルタの出力がベースラインから離れる方向に向かわ
    なくなるか、あるいは要求されたダイナミックレンジ内に入るか、もしくは制御
    信号のデューティサイクルに対する限界に達するまで、一定のインクリメントで
    制御信号のデューティサイクルを変更して、ハイパス応答曲線の極の周波数を増
    加させる請求項３記載の回路。
  6. 【請求項６】 制御プログラムは、２５％のデューティサイクルへのステッ
    プと、７５％のデューティサイクルへのステップと、９５％のデューティサイク
    ルへのステップとを含む少なくとも３段階の漸進的にデューティサイクルのパー
    センテージをデューティサイクル値１とゼロとの間に設定している請求項２記載
    の回路。
  7. 【請求項７】 制御プログラムは、インクリメントのステップによって発生
    された回路の出力の直流エンベロープの角度の変化が選択されたレベルを越えな
    いように、十分な数のデューティサイクル変更ステップを設定している請求項２
    記載の回路。
  8. 【請求項８】 第１の周波数応答曲線の第１の極は、ほぼ０．０５ヘルツで
    ある請求項１記載の回路。
  9. 【請求項９】 第２の周波数応答曲線の第２の極は、ほぼ１０ヘルツである
    請求項１記載の回路。
  10. 【請求項１０】 パルス波形の動作周波数は、パルス波形デューティサイク
    ルに対する調節によって誤ったＱＲＳ検出マークが生成されないようにＥＣＧ帯
    域幅の高い周波数の上方に位置している請求項１記載の回路。
  11. 【請求項１１】 増幅器と、 処理されたＥＣＧ信号を供給するための出力と、 パルス波形にデューティサイクルを与えるための制御手段とを具備しており、
    パルス波形のデューティサイクルはハイパスフィルタのハイパス周波数応答曲線
    の極を決定し、第１のレベルのデューティサイクルはハイパスフィルタの極をほ
    ぼ０．０５ヘルツの周波数に調節し、第２のレベルのデューティサイクルはハイ
    パスフィルタの極を０．０５ヘルツより大きい周波数に調節するＥＣＧ信号を処
    理するハイパスフィルタ。
  12. 【請求項１２】 デューティサイクルは第２のレベルであり、ハイパスフィ
    ルタの極はほぼ１０ヘルツである請求項１１記載のハイパスフィルタ。
  13. 【請求項１３】 パルス波形の動作周波数は、パルス波形のデューティサイ
    クルに対する調節によって誤ったＱＲＳ検出マークが生成されないようにＥＣＧ
    帯域幅の高い周波数の上方に位置している請求項１１記載のハイパスフィルタ。
  14. 【請求項１４】 処理されたＥＣＧ信号を出力するための出力と、 デューティサイクルを有するパルス波形制御信号を与える制御回路と、 ハイパスフィルタとを具備し、ハイパスフィルタの極は制御回路によって供給
    されたパルス波形制御信号によって調節可能であり、パルス波形の動作周波数は
    、パルス波形のデューティサイクルに対する調節によって回路の出力で誤ったＱ
    ＲＳ検出マークが生成されないように典型的なＥＣＧ帯域幅の高い周波数の上方
    に位置しているＥＣＧ信号を処理する回路。
  15. 【請求項１５】 ＥＣＧ信号処理期間中、正常なＥＣＧ信号処理を可能にす
    るためにハイパスフィルタの極がほぼ０．０５ヘルツの周波数に設定されるよう
    に制御信号のデューティサイクルが制御回路によって第１のレベルに調節される
    請求項１４記載の回路。
  16. 【請求項１６】 回路の回復期間中、ハイパスフィルタ中の増幅器が迅速に
    不飽和状態にされることを可能にするために、ハイパスフィルタの極がほぼ１０
    ヘルツの周波数であるように制御信号のデューティサイクルが制御回路によって
    第２のレベルに調節される請求項１４記載の回路。
  17. 【請求項１７】 少なくとも正常なＥＣＧ信号処理のための第１の極を持つ
    第１の周波数応答曲線と迅速な回路回復のための第２の極を持つ第２の周波数応
    答曲線とを有しており、デューティサイクルを有するパルス波形制御信号により
    ２つの周波数応答曲線間を移行するように制御され、制御信号のデューティサイ
    クルが第１のレベルのときは第１の周波数応答曲線を有し、制御信号のデューテ
    ィサイクルが第２のレベルのときは第２の周波数応答曲線を有しているＥＣＧモ
    ニタ回路において増幅器を不飽和状態にする方法において、 （ａ）増幅器が飽和状態にされたときを検出し、その後最初にパルス波形制御
    信号に第２のレベルのデューティサイクルを与え、 （ｂ）調節ルーチンにしたがってパルス波形制御信号のデューティサイクルの
    パーセンテージを段階的にインクリメントして第２のレベルから第１のレベルに
    変更し、それによってデューティサイクルが第１のレベルに戻されたときに回路
    を正常なＥＣＧ処理に戻すステップを含んでいる方法。
  18. 【請求項１８】 インクリメントのステップによって発生されたＥＣＧモニ
    タ回路の直流変化が選択されたレベルに減少されるまで、調節ルーチンによって
    使用されるインクリメントのステップの数が増加される請求項１７記載の方法。
  19. 【請求項１９】 パルス波形の動作周波数は、ＥＣＧ帯域幅の高い周波数よ
    り上方の周波数に設定される請求項１７記載の方法。
  20. 【請求項２０】 調節ルーチンは、 （ａ）直流エンベロープフィルタを形成するためにローパスフィルタを追加し
    、 （ｂ）エンベロープフィルタの出力をモニタし、 （ｃ）エンベロープフィルタの出力がしきい値より小さく、ベースラインに向
    かっている場合は、制御信号のデューティサイクルがすでに最大になっているか
    どうかを確認し、そうである場合はステップ（ｂ）に戻り、そうでない場合には
    次のステップ（ｄ）に進み、 （ｄ）一定のインクリメントでデューティサイクルを増加し、その後ステップ
    （ｂ）に戻るステップを含んでいる請求項１７記載の方法。
  21. 【請求項２１】 エンベロープフィルタの出力がベースラインから離れる方
    向に向いているかどうか、およびそれが要求されるダイナミックレンジ外にある
    かどうかを決定し、そうである場合には一定のインクリメントでデューティサイ
    クルを減少し、その後ステップ（ｂ）に戻るステップをさらに含んでいる請求項
    １７記載の方法。
  22. 【請求項２２】 ＥＣＧモニタ回路は増幅器およびこの増幅器が飽和状態に
    されたことを決定する手段とを含んでおり、ハイパス周波数応答曲線の極がデュ
    ーティサイクルを有するパルス波形制御信号によって調節され、ハイパスの極は
    、デューティサイクルが第１のレベルであるとき正常なＥＣＧモニタリングのた
    めの第１の周波数であり、デューティサイクルが第２のレベルであるとき増幅器
    を迅速に不飽和状態にするための第２の周波数であるＥＣＧモニタ回路において
    ハイパス周波数応答曲線の極を調節する方法において、 （ａ）正常なＥＣＧ信号処理のためにデューティサイクルを第１のレベルに設
    定し、 （ｂ）増幅器が飽和状態にされていることを決定し、 （ｃ）増幅器が飽和状態にされたときに、増幅器を迅速に不飽和状態にするた
    めにデューティサイクルを第２のレベルに変更し、 （ｄ）デューティサイクルを第２のレベルから第１のレベルに段階的にインク
    リメントして戻すステップを含んでいる方法。
  23. 【請求項２３】 パルス波形制御信号は、正常なＥＣＧ信号の上方帯域幅の
    周波数を越える周波数を有している請求項２２記載の方法。
  24. 【請求項２４】 デューティサイクルを第２のレベルから第１のレベルに戻
    すために使用されるインクリメントのステップの数は調節ルーチンによって決定
    され、前記調節ルーチンはエンベロープフィルタを形成し、このエンベロープフ
    ィルタの出力を使用して、使用されるインクリメントのステップの数を決定する
    請求項２２記載の方法。
JP2000528205A 1998-01-26 1999-01-25 極のデジタルスライドによる心電計表示装置の迅速な再生 Pending JP2002500910A (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US09/013,570 1998-01-26
US09/013,570 US6185450B1 (en) 1998-01-26 1998-01-26 Digital sliding pole fast-restore for an electrocardiograph display
PCT/US1999/001611 WO1999037207A1 (en) 1998-01-26 1999-01-25 Digital sliding pole fast-restore for an electrocardiograph display

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2002500910A true JP2002500910A (ja) 2002-01-15

Family

ID=21760614

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2000528205A Pending JP2002500910A (ja) 1998-01-26 1999-01-25 極のデジタルスライドによる心電計表示装置の迅速な再生

Country Status (4)

Country Link
US (1) US6185450B1 (ja)
EP (1) EP1049404A1 (ja)
JP (1) JP2002500910A (ja)
WO (1) WO1999037207A1 (ja)

Families Citing this family (121)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2000053258A1 (en) * 1999-03-12 2000-09-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system with time-dependent frequency response
US6353758B1 (en) 1999-09-29 2002-03-05 Bradford E Gliner Apparatus and method for delivering a low energy therapeutic pulse to a patient
US6876991B1 (en) 1999-11-08 2005-04-05 Collaborative Decision Platforms, Llc. System, method and computer program product for a collaborative decision platform
US6834204B2 (en) 2001-11-05 2004-12-21 Cameron Health, Inc. Method and apparatus for inducing defibrillation in a patient using a T-shock waveform
US6927721B2 (en) * 2001-11-05 2005-08-09 Cameron Health, Inc. Low power A/D converter
US6788974B2 (en) * 2000-09-18 2004-09-07 Cameron Health, Inc. Radian curve shaped implantable cardioverter-defibrillator canister
US7043299B2 (en) * 2000-09-18 2006-05-09 Cameron Health, Inc. Subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator employing a telescoping lead
US7751885B2 (en) * 2000-09-18 2010-07-06 Cameron Health, Inc. Bradycardia pacing in a subcutaneous device
US20020107544A1 (en) * 2000-09-18 2002-08-08 Cameron Health, Inc. Current waveform for anti-bradycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator
US6988003B2 (en) * 2000-09-18 2006-01-17 Cameron Health, Inc. Implantable cardioverter-defibrillator having two spaced apart shocking electrodes on housing
US6778860B2 (en) 2001-11-05 2004-08-17 Cameron Health, Inc. Switched capacitor defibrillation circuit
US6866044B2 (en) 2000-09-18 2005-03-15 Cameron Health, Inc. Method of insertion and implantation of implantable cardioverter-defibrillator canisters
US7194302B2 (en) * 2000-09-18 2007-03-20 Cameron Health, Inc. Subcutaneous cardiac stimulator with small contact surface electrodes
US7120495B2 (en) 2000-09-18 2006-10-10 Cameron Health, Inc. Flexible subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator
US6754528B2 (en) 2001-11-21 2004-06-22 Cameraon Health, Inc. Apparatus and method of arrhythmia detection in a subcutaneous implantable cardioverter/defibrillator
US7039465B2 (en) 2000-09-18 2006-05-02 Cameron Health, Inc. Ceramics and/or other material insulated shell for active and non-active S-ICD can
US6952608B2 (en) * 2001-11-05 2005-10-04 Cameron Health, Inc. Defibrillation pacing circuitry
US6721597B1 (en) 2000-09-18 2004-04-13 Cameron Health, Inc. Subcutaneous only implantable cardioverter defibrillator and optional pacer
US20020035377A1 (en) * 2000-09-18 2002-03-21 Cameron Health, Inc. Subcutaneous electrode for transthoracic conduction with insertion tool
US7146212B2 (en) * 2000-09-18 2006-12-05 Cameron Health, Inc. Anti-bradycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator
US7069080B2 (en) * 2000-09-18 2006-06-27 Cameron Health, Inc. Active housing and subcutaneous electrode cardioversion/defibrillating system
US6952610B2 (en) * 2000-09-18 2005-10-04 Cameron Health, Inc. Current waveforms for anti-tachycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter- defibrillator
US6937907B2 (en) * 2000-09-18 2005-08-30 Cameron Health, Inc. Subcutaneous electrode for transthoracic conduction with low-profile installation appendage and method of doing same
US20020035381A1 (en) * 2000-09-18 2002-03-21 Cameron Health, Inc. Subcutaneous electrode with improved contact shape for transthoracic conduction
US7090682B2 (en) 2000-09-18 2006-08-15 Cameron Health, Inc. Method and apparatus for extraction of a subcutaneous electrode
US6856835B2 (en) * 2000-09-18 2005-02-15 Cameron Health, Inc. Biphasic waveform for anti-tachycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator
US7194309B2 (en) * 2000-09-18 2007-03-20 Cameron Health, Inc. Packaging technology for non-transvenous cardioverter/defibrillator devices
US6950705B2 (en) 2000-09-18 2005-09-27 Cameron Health, Inc. Canister designs for implantable cardioverter-defibrillators
US7092754B2 (en) * 2000-09-18 2006-08-15 Cameron Health, Inc. Monophasic waveform for anti-bradycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator
US7076296B2 (en) * 2000-09-18 2006-07-11 Cameron Health, Inc. Method of supplying energy to subcutaneous cardioverter-defibrillator and pacer
US6865417B2 (en) * 2001-11-05 2005-03-08 Cameron Health, Inc. H-bridge with sensing circuit
US20020035378A1 (en) * 2000-09-18 2002-03-21 Cameron Health, Inc. Subcutaneous electrode for transthoracic conduction with highly maneuverable insertion tool
US6954670B2 (en) * 2001-11-05 2005-10-11 Cameron Health, Inc. Simplified defibrillator output circuit
US6724220B1 (en) 2000-10-26 2004-04-20 Cyress Semiconductor Corporation Programmable microcontroller architecture (mixed analog/digital)
US8103496B1 (en) 2000-10-26 2012-01-24 Cypress Semicondutor Corporation Breakpoint control in an in-circuit emulation system
US8160864B1 (en) 2000-10-26 2012-04-17 Cypress Semiconductor Corporation In-circuit emulator and pod synchronized boot
US8149048B1 (en) 2000-10-26 2012-04-03 Cypress Semiconductor Corporation Apparatus and method for programmable power management in a programmable analog circuit block
US7765095B1 (en) 2000-10-26 2010-07-27 Cypress Semiconductor Corporation Conditional branching in an in-circuit emulation system
US8176296B2 (en) 2000-10-26 2012-05-08 Cypress Semiconductor Corporation Programmable microcontroller architecture
US7406674B1 (en) 2001-10-24 2008-07-29 Cypress Semiconductor Corporation Method and apparatus for generating microcontroller configuration information
US8078970B1 (en) 2001-11-09 2011-12-13 Cypress Semiconductor Corporation Graphical user interface with user-selectable list-box
US8069405B1 (en) 2001-11-19 2011-11-29 Cypress Semiconductor Corporation User interface for efficiently browsing an electronic document using data-driven tabs
US7770113B1 (en) 2001-11-19 2010-08-03 Cypress Semiconductor Corporation System and method for dynamically generating a configuration datasheet
US7844437B1 (en) 2001-11-19 2010-11-30 Cypress Semiconductor Corporation System and method for performing next placements and pruning of disallowed placements for programming an integrated circuit
US6971004B1 (en) 2001-11-19 2005-11-29 Cypress Semiconductor Corp. System and method of dynamically reconfiguring a programmable integrated circuit
US7774190B1 (en) 2001-11-19 2010-08-10 Cypress Semiconductor Corporation Sleep and stall in an in-circuit emulation system
US7248921B2 (en) 2003-06-02 2007-07-24 Cameron Health, Inc. Method and devices for performing cardiac waveform appraisal
US7392085B2 (en) * 2001-11-21 2008-06-24 Cameron Health, Inc. Multiple electrode vectors for implantable cardiac treatment devices
US7330757B2 (en) * 2001-11-21 2008-02-12 Cameron Health, Inc. Method for discriminating between ventricular and supraventricular arrhythmias
US8103497B1 (en) 2002-03-28 2012-01-24 Cypress Semiconductor Corporation External interface for event architecture
US7308608B1 (en) 2002-05-01 2007-12-11 Cypress Semiconductor Corporation Reconfigurable testing system and method
US7761845B1 (en) 2002-09-09 2010-07-20 Cypress Semiconductor Corporation Method for parameterizing a user module
US20040199082A1 (en) * 2003-04-03 2004-10-07 Ostroff Alan H. Selctable notch filter circuits
US7295049B1 (en) 2004-03-25 2007-11-13 Cypress Semiconductor Corporation Method and circuit for rapid alignment of signals
KR100601953B1 (ko) * 2004-05-03 2006-07-14 삼성전자주식회사 메모리 소자의 캐패시터 및 그 제조 방법
US7272434B2 (en) * 2004-08-13 2007-09-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Automatic post-pacing interval measurement
US8069436B2 (en) 2004-08-13 2011-11-29 Cypress Semiconductor Corporation Providing hardware independence to automate code generation of processing device firmware
US8286125B2 (en) 2004-08-13 2012-10-09 Cypress Semiconductor Corporation Model for a hardware device-independent method of defining embedded firmware for programmable systems
US20060089681A1 (en) * 2004-10-21 2006-04-27 Cameron Health, Inc. Implantable medical device
US7376458B2 (en) * 2004-11-29 2008-05-20 Cameron Health, Inc. Method for defining signal templates in implantable cardiac devices
US7477935B2 (en) * 2004-11-29 2009-01-13 Cameron Health, Inc. Method and apparatus for beat alignment and comparison
US7655014B2 (en) * 2004-12-06 2010-02-02 Cameron Health, Inc. Apparatus and method for subcutaneous electrode insertion
US8229563B2 (en) * 2005-01-25 2012-07-24 Cameron Health, Inc. Devices for adapting charge initiation for an implantable cardioverter-defibrillator
US8160697B2 (en) 2005-01-25 2012-04-17 Cameron Health, Inc. Method for adapting charge initiation for an implantable cardioverter-defibrillator
US7332976B1 (en) 2005-02-04 2008-02-19 Cypress Semiconductor Corporation Poly-phase frequency synthesis oscillator
US7555338B2 (en) * 2005-04-26 2009-06-30 Cameron Health, Inc. Methods and implantable devices for inducing fibrillation by alternating constant current
US7400183B1 (en) 2005-05-05 2008-07-15 Cypress Semiconductor Corporation Voltage controlled oscillator delay cell and method
US8089461B2 (en) 2005-06-23 2012-01-03 Cypress Semiconductor Corporation Touch wake for electronic devices
US8116867B2 (en) * 2005-08-04 2012-02-14 Cameron Health, Inc. Methods and devices for tachyarrhythmia sensing and high-pass filter bypass
US7307485B1 (en) 2005-11-14 2007-12-11 Cypress Semiconductor Corporation Capacitance sensor using relaxation oscillators
US8085067B1 (en) 2005-12-21 2011-12-27 Cypress Semiconductor Corporation Differential-to-single ended signal converter circuit and method
US7312616B2 (en) 2006-01-20 2007-12-25 Cypress Semiconductor Corporation Successive approximate capacitance measurement circuit
US20070176903A1 (en) * 2006-01-31 2007-08-02 Dahlin Jeffrey J Capacitive touch sensor button activation
US8067948B2 (en) 2006-03-27 2011-11-29 Cypress Semiconductor Corporation Input/output multiplexer bus
US8144125B2 (en) 2006-03-30 2012-03-27 Cypress Semiconductor Corporation Apparatus and method for reducing average scan rate to detect a conductive object on a sensing device
US8040142B1 (en) 2006-03-31 2011-10-18 Cypress Semiconductor Corporation Touch detection techniques for capacitive touch sense systems
US7721609B2 (en) 2006-03-31 2010-05-25 Cypress Semiconductor Corporation Method and apparatus for sensing the force with which a button is pressed
US7783340B2 (en) 2007-01-16 2010-08-24 Cameron Health, Inc. Systems and methods for sensing vector selection in an implantable medical device using a polynomial approach
US8089472B2 (en) * 2006-05-26 2012-01-03 Cypress Semiconductor Corporation Bidirectional slider with delete function
US8788023B2 (en) 2006-05-26 2014-07-22 Cameron Health, Inc. Systems and methods for sensing vector selection in an implantable medical device
US20070276452A1 (en) * 2006-05-26 2007-11-29 Cameron Health, Inc. Implantable medical device systems having initialization functions and methods of operation
US8200341B2 (en) 2007-02-07 2012-06-12 Cameron Health, Inc. Sensing vector selection in a cardiac stimulus device with postural assessment
US8537121B2 (en) * 2006-05-26 2013-09-17 Cypress Semiconductor Corporation Multi-function slider in touchpad
US8040321B2 (en) 2006-07-10 2011-10-18 Cypress Semiconductor Corporation Touch-sensor with shared capacitive sensors
US20080015644A1 (en) * 2006-07-14 2008-01-17 Cameron Health, Inc. End of life battery testing in an implantable medical device
US7253643B1 (en) 2006-07-19 2007-08-07 Cypress Semiconductor Corporation Uninterrupted radial capacitive sense interface
US9507465B2 (en) * 2006-07-25 2016-11-29 Cypress Semiconductor Corporation Technique for increasing the sensitivity of capacitive sensor arrays
US8718793B2 (en) 2006-08-01 2014-05-06 Cameron Health, Inc. Electrode insertion tools, lead assemblies, kits and methods for placement of cardiac device electrodes
US9766738B1 (en) 2006-08-23 2017-09-19 Cypress Semiconductor Corporation Position and usage based prioritization for capacitance sense interface
US7877139B2 (en) 2006-09-22 2011-01-25 Cameron Health, Inc. Method and device for implantable cardiac stimulus device lead impedance measurement
US8014851B2 (en) * 2006-09-26 2011-09-06 Cameron Health, Inc. Signal analysis in implantable cardiac treatment devices
US8547114B2 (en) 2006-11-14 2013-10-01 Cypress Semiconductor Corporation Capacitance to code converter with sigma-delta modulator
US8089288B1 (en) 2006-11-16 2012-01-03 Cypress Semiconductor Corporation Charge accumulation capacitance sensor with linear transfer characteristic
US8058937B2 (en) 2007-01-30 2011-11-15 Cypress Semiconductor Corporation Setting a discharge rate and a charge rate of a relaxation oscillator circuit
US7737724B2 (en) 2007-04-17 2010-06-15 Cypress Semiconductor Corporation Universal digital block interconnection and channel routing
US8130025B2 (en) * 2007-04-17 2012-03-06 Cypress Semiconductor Corporation Numerical band gap
US8040266B2 (en) 2007-04-17 2011-10-18 Cypress Semiconductor Corporation Programmable sigma-delta analog-to-digital converter
US8026739B2 (en) 2007-04-17 2011-09-27 Cypress Semiconductor Corporation System level interconnect with programmable switching
US8092083B2 (en) 2007-04-17 2012-01-10 Cypress Semiconductor Corporation Temperature sensor with digital bandgap
US9564902B2 (en) 2007-04-17 2017-02-07 Cypress Semiconductor Corporation Dynamically configurable and re-configurable data path
US8266575B1 (en) 2007-04-25 2012-09-11 Cypress Semiconductor Corporation Systems and methods for dynamically reconfiguring a programmable system on a chip
US8144126B2 (en) 2007-05-07 2012-03-27 Cypress Semiconductor Corporation Reducing sleep current in a capacitance sensing system
US9500686B1 (en) 2007-06-29 2016-11-22 Cypress Semiconductor Corporation Capacitance measurement system and methods
US8169238B1 (en) * 2007-07-03 2012-05-01 Cypress Semiconductor Corporation Capacitance to frequency converter
US8089289B1 (en) 2007-07-03 2012-01-03 Cypress Semiconductor Corporation Capacitive field sensor with sigma-delta modulator
US8570053B1 (en) 2007-07-03 2013-10-29 Cypress Semiconductor Corporation Capacitive field sensor with sigma-delta modulator
WO2009006556A1 (en) 2007-07-03 2009-01-08 Cypress Semiconductor Corporation Normalizing capacitive sensor array signals
US8049569B1 (en) 2007-09-05 2011-11-01 Cypress Semiconductor Corporation Circuit and method for improving the accuracy of a crystal-less oscillator having dual-frequency modes
US8525798B2 (en) 2008-01-28 2013-09-03 Cypress Semiconductor Corporation Touch sensing
US8487912B1 (en) 2008-02-01 2013-07-16 Cypress Semiconductor Corporation Capacitive sense touch device with hysteresis threshold
US8358142B2 (en) 2008-02-27 2013-01-22 Cypress Semiconductor Corporation Methods and circuits for measuring mutual and self capacitance
US8319505B1 (en) 2008-10-24 2012-11-27 Cypress Semiconductor Corporation Methods and circuits for measuring mutual and self capacitance
US8321174B1 (en) 2008-09-26 2012-11-27 Cypress Semiconductor Corporation System and method to measure capacitance of capacitive sensor array
US8487639B1 (en) 2008-11-21 2013-07-16 Cypress Semiconductor Corporation Receive demodulator for capacitive sensing
US8866500B2 (en) 2009-03-26 2014-10-21 Cypress Semiconductor Corporation Multi-functional capacitance sensing circuit with a current conveyor
US9448964B2 (en) 2009-05-04 2016-09-20 Cypress Semiconductor Corporation Autonomous control in a programmable system
US8723827B2 (en) 2009-07-28 2014-05-13 Cypress Semiconductor Corporation Predictive touch surface scanning
US9268441B2 (en) 2011-04-05 2016-02-23 Parade Technologies, Ltd. Active integrator for a capacitive sense array
EP2967404B1 (en) 2013-03-11 2019-05-22 Cameron Health, Inc. Device implementing dual criteria for arrhythmia detection
US9579065B2 (en) 2013-03-12 2017-02-28 Cameron Health Inc. Cardiac signal vector selection with monophasic and biphasic shape consideration
US10627785B2 (en) * 2014-07-29 2020-04-21 Iunu, Inc. Plant production feedback control loop optimization

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4147990A (en) * 1978-03-07 1979-04-03 American Optical Corporation Fast-recovery circuit
US4467813A (en) * 1982-05-04 1984-08-28 Cardiac Resuscitator Corporation Biological signal source amplifier
US4494551A (en) * 1982-11-12 1985-01-22 Medicomp, Inc. Alterable frequency response electrocardiographic amplifier
JPS60153876A (ja) * 1984-01-19 1985-08-13 ゼツトエムアイ・コーポレーシヨン 外部非侵略心臓ペースメーカ及びモニタシステム
GB8612659D0 (en) 1986-05-23 1986-07-02 Coventry City Council Cardiac pacemaker circuit
US4903700A (en) 1986-08-01 1990-02-27 Telectronics N.V. Pacing pulse compensation
CU22144A1 (en) * 1990-11-14 1994-01-31 Cent Nac Investig Scient Amplifier of bio-potentials.
DE4231603A1 (de) 1992-09-17 1994-03-24 Biotronik Mess & Therapieg Herzschrittmachersystem
US5357969A (en) * 1993-03-18 1994-10-25 Hewlett-Packard Company Method and apparatus for accurately displaying an ECG signal
US5447518A (en) 1993-08-31 1995-09-05 Ventritex, Inc. Method and apparatus for phase related cardiac defibrillation
US5470342A (en) 1994-04-12 1995-11-28 Pacesetter, Inc. Adaptive refractory period within implantable cardioverter-defibrillator
US5531769A (en) 1994-12-29 1996-07-02 Laerdal Manufacturing Corp. Truncated pulse defibrillator with flash tube switch
US5620466A (en) 1995-08-14 1997-04-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Digital AGC using separate gain control and threshold templating

Also Published As

Publication number Publication date
US6185450B1 (en) 2001-02-06
WO1999037207A1 (en) 1999-07-29
EP1049404A1 (en) 2000-11-08

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2002500910A (ja) 極のデジタルスライドによる心電計表示装置の迅速な再生
US5074303A (en) Rate adaptive cardiac pacer incorporating switched capacitor filter with cutoff frequency determined by heart rate
US4821724A (en) Pacing pulse compensation
US5330512A (en) Electrode charge-neutral sensing of evoked ECG
JP3917659B2 (ja) 植え込み可能なパルス発生器
US5058599A (en) Method and apparatus for detecting a sequence of abnormal events in an electrical signal, particularly in the depolarization signal of a heart
US4823797A (en) Apparatus and method for impedance measurement of body tissues
US5070873A (en) Method of and apparatus for electrically stimulating quadriceps muscles of an upper motor unit paraplegic
US5222492A (en) Cardiac defibrillator including an electronic energy transfer circuit
DE69916691T2 (de) Herzschrittmacher
US20090138057A1 (en) Electrocardiogram monitoring and cardiac therapy pulse delivery system and method
JP3588130B2 (ja) タイミングパラメータに関連する信号を分析する医療機器に用いるために適用されたシステム
US20080045850A1 (en) Implantable medical devices using heuristic filtering in cardiac event detection
US5792207A (en) Extracorporeal test device for an implantable medical device
DE60018713T2 (de) Implantierbare vorrichtung mit automatischer empfindlichkeitseinstellung
WO2000067840A1 (en) Adaptive evoked response sensing for automatic capture verification
EP0249818A1 (en) A cardiac pacer for pacing a human heart
GB1596821A (en) Heart monitoring apparatus
EP0249819B2 (en) Cardiac pacer for pacing a human heart
DE3131042A1 (de) Anordnung und verfahren zum erfassen von herzrhythmusstoerungen
EP1529550A1 (en) Electrotherapy apparatus
US9776012B2 (en) Variable frequency impedance measurement
JPH06154186A (ja) 心室細動の検出方法および心室細動の検出治療装置
US6487448B2 (en) Method and apparatus for converting a monophasic defibrillator to a biphasic defibrillator
SU831130A1 (ru) Устройство дл стимул ции перифериче-СКОгО КРОВООбРАщЕНи