JP2939660B2 - 皮下埋設可能な医療用装置 - Google Patents

皮下埋設可能な医療用装置

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Description

【発明の詳細な説明】 発明の分野 本発明は心臓ペースメーカーに関し、特にアナログ信
号の圧縮と記憶を用いた心臓ペースメーカーに関する。
発明の背景 多種類の心臓ペースメーカーが知られており、かつ市
販されている。ペースメーカーは、心臓のどの室を感知
対象とするか、どの室に対してペーシング刺激を供給す
るか、感知した内因性の電気的心臓の体動に対する反応
を供給するかどうかによって特性が決定する。あるペー
スメーカーは、自己調律的に生じている心臓の動きを考
えずに固定的かつ規則正しい間隔でペーシング刺激を供
給する。しかしながら一般のペースメーカーは、心臓の
室の１つあるいは両方で電気的心臓の動きを感知し、感
知された内因性の電気的事象の発生と認識に基づいて、
心臓へのペーシング刺激の供給を抑止しあるいはトリガ
ーするようなっている。例えば、いわゆる「VVI」ペー
スメーカーは、患者の心臓の心室で電気的に心臓の動き
を感知し、自己調律心室収縮を示す電気信号が現れない
ときだけ心室にペーシング刺激を供給する。他方「DD
D」ペースメーカーは、患者の心臓の心房と心室の両方
で電気信号を感知し、自己調律心房収縮を示す信号が現
れないときに心房ペーシング刺激を供給し、自己調律心
室収縮を示す信号がないときに心室ペーシング刺激を供
給する。DDDペースメーカーによる各ペーシング刺激の
供給は、先行して感知された事象かあるいはペーシング
された事象に同期させる。
患者の心室内圧あるいは体動レベルを測定するため、
センサーからの信号でなく他のタイプの生理的な信号に
反応するペースメーカーも知られている。これらは、単
一室用が「VVIR」、２室用が「DDDR」と称されている。
現代のペースメーカーの複雑さ、まれな装置故障の発
生、あるいはより一般には、生理学的変化及び装置変化
傾向は、外部から作動するプログラマーによって人体に
非侵襲的に利用可能な種々のプロブラマブルパラメータ
ーの必要性を示す。システム効率または急性の患者に対
する臨床的な設定や、患者が移動可能である間に渡る長
時間の臨床的な設定における装置及び／またはリードシ
ステムの問題を解決する手段が望まている。
移動性の心電図モニターは、満足なペースメーカーあ
るいは電気的除細動／細動除去器機能を決定する最も効
果的な方法であるが、発生してしまったか、あるいは通
常の体動によって引き起こされた機能不全の存在下で、
皮下埋設装置の機能と患者との相互作用の状態を決定す
るのに良好な精度を与える技術は存在しない。ただし、
刺激的試験を伴う受動的心電図モニタリングでしばしば
皮下埋設装置の機能不全を検出することができ、これが
今日利用される基本的な技術となっている。さらにカウ
ンターへのデータの記憶、あるいはより最近では、レー
トや動向ヒストグラム、そして装置機能を表示するテレ
メトリーマーカーの使用が、機能不全の診断を助け、あ
るいは装置機能の最適化を可能にする。しかしながら、
急性の臨床的な設定において、特定の日常の事象と体動
を繰り返すことはしばしば不可能であり、従って多くの
問題が未解決である。さらに、長時間に渡る記録や短時
間でも十分な記録も不可能である。最後に、事象カウン
ターとヒストグラムは、短期的に生じている問題の診断
を可能にする必要な事象の間の一時的な関係を示さな
い。
時々しか生じない事象、例えば短期的なペースメーカ
ー介在性頻脈（PMT）の進行、上室性の頻脈（SVT）ある
いは失神は、移動性のモニタリングによって臨床上顕著
な症状の原因として検出され得るもので、臨床的な受動
的心電図測定の間に生じることは滅多にない。日常の体
動、電磁妨害雑音（EMI）、特定の人体位置あるいは体
動を経た補足の減少に関連した事象、及び患者と装置間
の相互作用における睡眠あるいは体動の作用は、容易に
移動性のモニタリングによって示され得る。
一般的に移動性のホルターモニタリングは、患者にテ
ープで貼り付ける電極を用い、24時間患者のベルトに取
り付けたままのテープレコーダーか集積回路（IC）メモ
リを介して表面心電図をモニターする。このような装置
では患者が不快を感じ、患者が動くことにも限界を生じ
させていた。もし過渡的事象が捕捉されなければ、試行
を繰り返すか試行錯誤的なものに変化させなければなら
ない。さらに記憶データを24時間に渡って測定すること
は、時間が掛かるだけでなく高価な処理になってしま
う。そして、標準的ホルターモニタリングは、同時に記
憶された心電図の人工信号と装置機能の測定を行なうこ
とができない。
上記従来の問題点を解決するため、皮下埋設可能な医
療用装置のアナログ情報の電子的記憶と伝送のための装
置が種々提案されてきた。最も一般的な方法は、記憶や
伝送のためにアナログ信号をデジタル化すること、すな
わちデジタル形式に変えることである。例えば、Langer
氏等の米国特許第4,223,678号は、不整脈事象の検知前
及び検知後にEGMデータを記録し、その後ショックを供
給する技術を開示している。前事象アナログデータはAD
変換器（ADC）によってデジタルデータに変換し、後事
象データはメインメモリに記憶するのに対して補助メモ
リに記憶される。両メモリとも、単一の一時的な事象に
ついて記憶すると記憶内容を固定する。
Langer氏等の米国特許第4,407,288号は、心電図を記
録できる。２つのマイクロプロセッサを用いた皮下埋設
可能な細動除去器を開示する。前事象検知データは、ダ
イレクトメモリアクセス（DMA）によって低速プロセッ
サを介してメモリに記憶する。事象検知により、単一の
事象のための記憶データは固定する。
Fountain氏等の米国特許第4,625,730号は、メモリへ
のDMAを介した心電図データの記憶を開示する。１つの
事象を、10.24秒の合計持続時間に渡って記憶する。ま
た、この特許は、事象の記憶をトリガーするハンドヘル
ド型の患者用プログラマーをアクチュエーターとして使
用する技術を開示している。
Fishell氏の米国特許第4,295,474号は、上記,678特許
と同様の心電図の記録のみならず、前の診療室訪問以来
の不整脈の発現の時間と回数の記録も開示する。心電図
データは、80秒間の合計持続期間に渡る１つの事象の格
納記憶のために、６ビット50HzのAD変換器によってデジ
タルデータに変換する。連続的に記憶した10秒間のデー
タがメモリの一部に含まれ、10秒間の前事象データと70
秒間の後事象データの凍結と記憶を可能にする。
上記先行技術は、AD変換器によるデータのデジタル
化、限定的な持続期間（10〜80秒）の単一事象について
の記憶、記憶時間の拡張あるいは複数の事象／発現につ
いての記憶がないこと、概ね低い忠実度信号、及び外部
の周辺装置に対するテレメトリー伝送時間の延長が特徴
である。
拡張した記憶能力（長い記憶時間あるいは複数事象に
ついての記憶）を得るためには、たとえば心電図のアナ
ログ信号のデジタル化は、非常に大きい記憶能力、例え
ば140,000,000ビット／日のメモリを必要とする。これ
については、「心臓ペーシングの第３デケード」（The
Third Decade of Cardiac Pacing）第１章第４部を参照
されたい。そのサイズのメモリは、一般的にある大きさ
に作られた皮下埋設可能なパルス発生器に備え付けるこ
とができないほどの非常に多数の集積回路を必要とし、
動作の間に電池から過渡の電流ドレインを引き起こし、
周辺装置にアップリンクするには最新のテレメトリーシ
ステムを利用してもほぼ５時間を必要とする。大きなメ
モリ量必要とすることに対して提案された解決案には、
例えば、心房と心室減極及び再分極（PQRST間隔）を示
す信号を除いて全ての信号を削除するデータ圧縮技術が
ある。この技術は、必要なメモリ量を約50パーセント減
少させる。さらに、CORTESやAZTECと称される10:1のデ
ータ圧縮を行なう圧縮技術を用い得る（T.J.Lynch著デ
ータ圧縮−−技術と用途（256−259頁）参照）。しかし
ながらこれらの技術は、実時間データの圧縮と記憶処理
に大電力を要求されるために、皮下埋設可能な医療用装
置での使用には適当でない。
さらに、皮下埋設可能な医療用装置の揮発性記憶装置
に記憶されたデータは、装置不全、電磁障害、焼灼処理
あるいは除細動処置によって消去あるいは汚染される得
る。それゆえにほとんどの皮下埋設可能なパルス発生器
は、電源電力の短時間動揺が生じたときにメモリをリセ
ットするパワーオンリセット（POR）回路を有する。メ
モリをリセットするとすべての記憶データが消去されて
失われる。
皮下埋設可能なパルス発生器のアナログ信号の記憶に
ついて提案された他の方法は、磁気バブルメモリ及び電
荷結合デバイス（CCD）である（上記「心臓ペーシング
の第３デケード」第３章第４部参照）。バブルメモリー
の現在の問題は、メモリサイズが限定されていること
（換言すれば集積回路の大サイズ化）、必要とされた読
取り書込み機構の難しさ、皮下埋設可能なパルス発生器
回路（一般的にはCMOS回路で構成される）の残りへのイ
ンターフェース回路の複雑性などである。CCDでの信号
の記録は、集積化されたコンデンサーに電荷として記憶
させることである。しかしながらアナログ情報は、CCD
で長時間記憶することができない。CCDにおける電荷漏
れ速度が有効な時間にわたって精密に保持するにはあま
り高レベルだからである。
アナログ信号の記録と同時に、複雑でなく、電池から
の電流消耗を最小にし、必要なメモリサイズを非常に減
少させ、テレメトリー伝送速度を増大させ、皮下埋設装
置の特定の機能を示す信号の集積化を実現し、長期間に
わたり妥当な精密度で皮下埋設可能な医療用装置におけ
るアナログ情報を電気的に記憶することができる装置が
必要とされている。本発明のシステムは、少ないメモリ
で信号情報を記憶し、複雑でなく、デジタル記憶に必要
とされるよりも電流ドレインを減少させ、装置機能を示
すマーカーを含む皮下埋設可能な医療用装置のための効
率的な電子的記録とその再生を提供する。
発明の概要 本発明は、皮下埋設可能な医療用装置の不揮発性メモ
リにアナログデータを読み込んで記憶する装置を供給す
ることを目的とする。
記憶より前にアナログデータを圧縮し、必要なメモリ
サイズを小さくし、臨床的な使用のための十分な忠実度
を圧縮作用の間に保持できるようにすることを本発明の
目的である。
後の臨床的な使用のための外部の周辺装置へのアナロ
グデータの伝送を可能にすることも本発明の目的であ
る。
記憶されたアナログデータによってインタリーブされ
た皮下埋設装置機能を示す信号を結合することも本発明
の目的である。
記憶されたアナログデータを利用して不整脈検知と処
理を可能にすることも、本発明の目的である。
記憶されたアナログデータを利用して作用の自動捕捉
モードにおける誘発反応の検知を可能にすることも、本
発明の目的である。
図面の簡単な説明 図１は、本発明に係るペースメーカーを患者に設けた
状態を示している図である。
図２は、本発明の一実施例に係るペースメーカーの回
路のブロック図である。
図３は、図２のペースメーカーの作用モードを図示し
ているフローチャートである。
図４は、図２のペースメーカーの作用モードを示すフ
ローチャートである。
図５、６は、図２のペースメーカーの作用の他のモー
ドのフローチャートである。
図７は、図２のペースメーカーの作用の他のモードの
フローチャートである。
図８は、図７のペースメーカーの作用モードを示す他
のフローチャートである。
図９は、図２のペースメーカーのメモリに記憶された
アナログ電圧波形を示している図である。
図10は、装置機能のマーカーインジケータと同時に図
９の再現されたアナログ波形を示している外部のプログ
ラマーの表示内容を示している図である。
実施例の詳細な説明 以下本発明を図面を参照して説明する。図１は本発明
に係るペースメーカー10がどのように患者12に皮下埋設
されるかを示す。ペースメーカーリード14はペースメー
カー10に電気的に結合され、患者の心臓16に血管18を経
て延びる。リード14の遠位端は、一個以上の露出させた
伝導性の電極を含み、電気的心臓の信号を受信し、患者
の心臓16に電気的ペーシング刺激を供給する。本発明に
よれば、ペースメーカーリード14の遠位端には圧力変換
器を組み込んであり（図１では示していない）、心臓16
の内圧を示す電気信号を生じさせる。
図２では、図１のペースメーカー10のブロック図を示
す。以下では本発明をマイクロプロセッサ応用してなる
ペースメーカー10により説明するが、本発明がこれに限
定されるものではないことは明らかである。電気的除細
動器、細動除去器、神経性刺激器、心臓援助システム等
のような他の皮下埋設可能な医療用装置と関連して本発
明が利用できることも明らかである。
図１で示した実施例では、ペースメーカー10は、例え
ばペースメーカーハウジングの内側に設けた圧電素子か
らなる体動センサー20を含む。このセンサー20は、測定
された患者12の物質代謝要求に関するパラメータに応じ
て可変するセンサー出力を備える。またペースメーカー
10は、リード14の遠位端に配置した圧力センサー22を含
む。このセンサー22も同様に、それは患者12の物質代謝
要求及び／または心臓血液搏出量を確かめるために使用
される。圧力センサー22には、Anderson氏への米国特許
第4,407,296号（発明の名称：「Integral Hermetic Imp
lantable Pressure Transducer」）あるいはAnderson氏
等の米国特許第4,485,813号（発明の名称：「Implantab
le Dynamic Pressure Transducer System」）に開示さ
れている圧電素子を用いることができる。
ペースメーカー10は、図２で示すように患者の心臓16
にペーシングリード14によって電気的に結合している。
リード14は、遠位端の近傍に電極24と圧力センサー22を
有し、それらは心臓16の右心室（RV）内に位置決めして
ある。リード14は公知の単極あるいは双極極板を担持す
ることができる。本実施例では、心室心内膜にペースメ
ーカー10を結合するリード14が、上記先行特許に開示さ
れた圧力変換器を一体に備えるステロイドチップ単極リ
ードを備える。電極24は、入力コンデンサー26を通して
ノード28へ、そして入出力回路30の入出力端子へ、適当
なリード導電体14aによって結合する。第１のセンサー2
0からの出力は、入出力回路30に結合する。圧力センサ
ー22からの出力は、適当なリード導電体14bによっても
入出力回路30に結合する。
入出力回路30は、心臓16へ刺激パルスを印加してマイ
クロコンピューター回路32においてソフトウェア的に実
行されるアルゴリズムの制御によりそのレートを制御す
るだけでなく、心臓16、体動センサー20、圧力センサー
22及びアンテナ52にインタフェースするためのアナログ
回路を含む。マイクロコンピュータ回路32は、基板搭載
回路34と基板非搭載回路36からなる。基板搭載回路34
は、マイクロプロセッサ38、システムクロック回路40、
基板搭載RAM42及びROM44を含む。基板非搭載回路36は、
基板非搭載RAM/ROMユニット46を含む。
マイクロコンピューター回路32は、デジタルのコント
ローラー／タイマー回路50にデータ通信バス48によって
結合する。マイクロコンピューター回路32は、標準的RA
M/ROM要素を付加したカスタム集積回路装置で形成す
る。データ通信バス48は、アナログメモリ集積回路80に
も結合される。アナログメモリ集積回路80は、DAC82、
アドレス復調回路84、サンプルホールド回路86、高電圧
対応スイッチ88及びEEPROMメモリーセル90を含む。
図２で示す電気部品には、図示せぬが公知の態様の適
切な皮下埋設可能な電源電池によって電源を供給する。
アンテナ52は、入出力回路30に接続し、RF送受信機
（RFTX/RX）ユニット54を介してアップリンク／ダウン
リンクテレメトリーを行なう。アンテナ52と外部プログ
ラマー（図示せず）のような外部装置の間のアナログと
デジタルデータの遠隔伝送は、本実施例においては、ま
ず全データをデジタルコード化し、次にRF搬送波により
パルス位置変調することによって行なう。
水晶発振器回路56（一般的には32,768Hzの水晶制御発
振器）はデジタルのコントローラー／タイマー回路50に
主クロック信号を供給する。基準電圧／バイアス回路58
は、安定基準電圧とバイアス電流を入出力回路30のアナ
ログ回路用に発生させる。AD変換器／マルチプレクサユ
ニット（ADC/MUX）60は、圧力と心臓内信号と電池寿命
（寿命）置換機能のリアルタイムテレメトリーを可能に
するために、アナログ信号と電圧をデジタル化する。パ
ワーオンリセット（POR）回路62は、例えば初期装置電
力上昇あるいは電磁妨害雑音の存在で短期的に生じる低
電圧状態の検知により、回路と関連機能をデフォルット
状態にリセットする手段として機能する。
ペースメーカー10のタイミングを制御する作動コマン
ドは、バス48によってデジタルコントローラー／タイマ
ー回路50に結合し、コントローラ／タイマー回路50は、
入出力回路30内の周辺要素の作用を制御する種々の不応
期間、ブランキング期間及び他のタイミングウィンドー
だけでなく、ペースメーカーの全体的補充収縮間隔を確
立するために、デジタルタイマーとカウンターを採用す
る。
デジタルコントローラ／タイマー回路50は、センスア
ンプ64と電位図アンプ66に結合し、リード導電体14aと
コンデンサー26を通して電極24でピックアップされ増幅
処理された患者の心臓16の電気的体動を示す信号を受信
する。センスアンプ64に感知された心臓の電気的信号を
増幅し、ピーク感知及び閾値測定回路65にこの増幅した
信号を供給する。ピーク感知及び閾値測定回路65は、デ
ジタルコントローラー／タイマー回路50への多重導電体
信号経路67上のピーク感知電圧と測定されたセンスアン
プ閾値電圧の指標を与える。増幅されたセンスアンプ信
号は、比較器69にも供給する。EGMアンプ66が作りだし
た電位図信号は、Thompson氏等の米国特許第4,556,063
号に述べられているように、外部のプログラマー（図示
せず）によって皮下埋設装置に応答指令信号が送らたと
きに、アップリンクテレメトリーによって患者の心臓体
動のアナログ電位図の表示を伝送するために使用する。
出力パルス発生器68は、補充収縮間隔が終了するか、外
部から伝送されるペーシングコマンドが受信されるか、
ペーシング技術で公知のように記憶された他のコマンド
に応じるかしてデジタルコントローラー／タイマー回路
50が作りだしたペーシングトリガ信号に応じて、結合コ
ンデンサー74を通して患者の心臓16にペーシング刺激を
供給する。
デジタルコントローラー／タイマー回路50は体動回路
70に結合し、体動センサー20からの信号の受信、処理、
増幅を行なう。体動回路70は、患者の物質代謝要求を示
す体動信号を生じさせる。同様に、デジタルコントロー
ラー／タイマー回路50は電圧回路72へ接続し、圧力セン
サー22からのセンサー出力を受信、処理、増幅する。本
実施例では、電圧回路72は、デジタルコントローラー／
タイマー回路50によって受信された信号の増幅、濾過さ
れたアナログ圧力信号を生じさせる。ADC/MUX60と関連
して、デジタルコントローラー／タイマー回路は、各心
搏周期の間における心臓内圧力のピーク値のデジタル表
示を得るために、電圧回路72からの圧力信号をサンプリ
ングしてデジタル化する。この値は、マイクロプロセッ
サ34に供給され、マイクロプロセッサ34は心内脈圧を先
行する所定数の心搏周期（例えば16箇）の移動平均値を
保持する。
さらに図２を参照すると、入出力回路30は、デジタル
コントローラー／タイマー回路50とセンスアンプ回路64
の間に接続されるゲイン調整回路75を含む。感度制御回
路75はセンスアンプゲインを制御し、それにより図示の
ようにデジタルコントローラー／タイマー回路50によっ
てセンスアンプ64の感知閾値を制御する。
図２のメモリ80については、D/A変換器（DAC）82がデ
ジタル表示をアナログ信号に変換する。アドレス復調回
路84は、データの書込みと読取りのために、アナログメ
モリ90の行列アドレスを制御する。サンプルホールド回
路86は、アナログメモリ90中のアナログ信号の記憶を可
能にするために、周期的レートでアナログ信号をサンプ
リングする。高電圧（HV）スイッチ回路88は約20ボルト
の直流電圧を発生させる。そしてスイッチを介して、ア
ナログメモリ90中のアナログ信号表示を記憶する。アナ
ログメモリ90は、アナログ信号を記憶するために利用さ
れる標準的EEP−ROMである。
図３は、図２のペースメーカー中のアナログ信号の圧
縮と記憶のための好ましい実施例を示す。記憶される信
号は、図２のEGMアンプ66からの心臓内の信号及び／ま
たは図２で示された圧力センサー22のようなセンサーか
らの信号の一方あるいは両方である。EGMアンプ66と圧
力回路72は、患者からの適切な生理学的な信号を増幅、
濾過し、メモリ80で記憶するのに適当な電圧レベルとし
て供給する。図３のフローチャートは、ブロック102で
開始する。図２のサンプルホールド回路86によってデー
タをサンプリングして記憶保持する（ブロック104）。
ブロック106では、アドレス復調回路84と高電圧供給（H
V）スイッチ回路88と経てアナログメモリ90の一部にデ
ータを記憶する。装置機能を示すデジタルのデータは、
以下に図９と図10を参照して説明するようにアナログ信
号でも記憶する。アナログメモリ90は、ISD1016に組み
込まれたタイプの電気通信用のモノリシック集積回路
で、Information Storage Devices Inc.から購入でき
る。アナログデータは、連続的に循環バッファ（アナロ
グメモリ90の一部）に記憶し、事象検知期間に渡り前事
象データを30秒間凍結することを可能にする。
自動的事象検知は、図２のマイクロコンピューター回
路32によってブロック108で分析する。マイクロコンピ
ューター回路32は、同時係属米国特許出願番第07/881,9
96号（出願日1992年５月１日；発明の名称「レート応答
型心臓ペースメーカー用の診断機能と外部へのテレメト
リー（Diagnostic Function Date Storage and Telemet
ry Out for Rate Responsive Cardiac Pacemaker）」）
に記載されているように、不整脈、PVCあるいは、PVCの
進行のために心臓内の電位図をモニターする。また、皮
下埋設部位上に置くハンドヘルドのマグネットを有する
リードスイッチの閉塞による患者の活動化が、信号の記
憶をトリガし得る。事象の自動的検知あるいは患者の活
動化により、アナログデータを図２の８ビットADC60に
よっデジタルデータに変換する（ブロック110）。デー
タ圧縮処理の間、ブロック104のサンプルホールドとブ
ロック106のバッファ記憶はバイパスする。そしてアナ
ログデータは、リアルタイムで圧縮する。ブロック112
では、デジタルデータを以下述べるように圧縮する。圧
縮データは、図２のDAC82によってアナログ電圧レベル
に再変換する（ブロック114）。マイクロコンピュータ
ー32からのマーカーデータとブロック114からの再変換
データは、アドレスデコーダー回路84と高電圧供給（H
V）スイッチ回路88を経てアナログメモリ90に記憶する
（ブロック116）。２以上のデータ値のテストが必要か
否かをブロック118で判定する。判定結果が「YES」なら
ばフローチャートは、ブロック110に戻る。「NO」なら
ばフローチャートは、ブロック120に移動する。循環バ
ッファを使用してメモリ90に一時的に記憶したアナログ
データは、上述のように変換、圧縮、再変換及び記憶す
る。循環バッファで一時的に記憶したデータの記憶の完
了により、処理フローはブロック122で終了する。
本実施例では、５分間に渡るのデータを、循環バッフ
ァからの30秒間の前事象データ及び図２のマイクロコン
ピューター回路32のシステムクロックからの発生時間と
一緒に記憶する。前事象と後事象と各発生時間を含む９
個の分離した事象を、ISD1016（128Kバイト）アナログ
メモリ80で記憶する。もし、より大きい記憶容量あるい
は複数の集積回路が使用可能ならば、より多くのあるい
はより長い発現を記憶できる。メモリ80が凍結モードで
作動し、９個の分離した事象で一杯になると、データ
は、図示せぬ外部のプログラマーによる呼掛け信号があ
ってリセットされるまでマイクロコンピューター32のコ
マンドにより凍結される。またメモリ80は、循環バッフ
ァあるいはオーバーライトモードで作動する。それによ
って最新の９個の事象をメモリに記憶し、そしてプログ
ラマーによる呼掛け信号により臨床家によって読取ら
れ、再検討され得るようになる。どちらの記憶モードで
も、外部のプログラマーは公知の態様のプログラムのコ
マンドで記憶機能をリセットかつ再開始させ得る。アナ
ログメモリ90からの記憶データの読取りは、マイクロコ
ンピューター32、アドレスデコーダー84及び高電圧スイ
ッチ回路88の制御の下でなされる。それによって特定の
メモリビットがアドレスし、そして１ビットずつアナロ
グ信号を順次に再現する。この信号は、RF送受信回路54
とアンテナ52によって外部のプログラマー（図示せず）
に伝送するためにバス48を通して入出力回路30に送る。
図２の体動センサー20によって発生させた記録の発現
をトリガするために検出する信号を用い、ペースメーカ
ー本体を軽く振動させるなど、患者の活動化には他の方
法を使用してもよい。さらに単純な患者用プログラマー
を、記憶事象をトリガするために利用し得る。
図４は、図３の圧縮プロセス110のフローチャートを
示す。図４のフローチャートは、図３の事象検知104に
よるブロック200における圧縮プロセスの開始から始ま
る。ブロック202でカウンター（COMPRESS−CYCLE）を１
にセットする。ブロック206で、第１の電圧値データポ
イント（n1）はブロック204でセーブする。以下の２つ
のデータポイント（n2、n3）を図３のブロック110から
得る。データポイントn2を、ブロック208にセーブされ
たデータポイントn1と比較する。もしn2がn1以上であれ
ば、ブロック208で「YES」を返し、より大きいn2あるい
はn3をブロック210でセーブする。もしn2がn1より小さ
ければ、より小さいn2あるいはn3をブロック220でセー
ブする。そして次のデータをブロック212でチェックす
る。もし少なくとも２以上のデータ値が使用可能であれ
ば、フローチャートはブロック206に戻る。もしブロッ
ク212が「NO」を返すならば、COMPRESS−CYCLEカウンタ
ーを、１にインクリメントする。ブロック216で、COMPR
ESS−CYCLEカウンターが２より大きければフローチャー
トはブロック218で終わる。もしCOMPRESS−CYCLEカウン
ターが２以下であれば、フローチャートはブロック204
に戻る。以上述べてきたように、本実施例では、フロー
チャートは、図４のアルゴリズムによって圧縮、記憶さ
れるデータについて１〜４個の因子によるデータの圧縮
を可能にするために２回連続して繰り返す。75％に記憶
されたデータを減少させている間、図４のフローチャー
トは、波形中の極大あるいは極小転移点を記憶すること
によって優れた忠実度を保持する。
図５では、皮下埋設可能な24時間ホルターモニターを
含む図１の皮下埋設可能な装置10の他の実施例のフロー
チャートを示す。記憶される信号は、図２のEGMアンプ6
6からの心臓内の信号及び／または図２で示された圧力
センサー22のようなセンサーからの信号の一方あるいは
両方である。フローチャートは、上述のように、事象検
知、プログラミングあるいは患者の活動によりブロック
302で開始する。アナログ信号を、図２の８ビットAD変
換器60によってブロック304で２進データに変換する。
ブロック306で、データを上述しかつ図４で示す技術に
よって圧縮する。ブロック308で、圧縮したデジタルデ
ータをは、図２で示すDA変換器82によって電圧レベルに
再変換する。ブロック310で、図２のマイクロコンピュ
ーター回路32と、ブロック308からの再変換したデータ
のマーカーデータを、図２のアナログメモリ90に記憶す
る。より多くのデータのテストを、ブロック312で行
う。もし「YES」ならばフローチャートは、ブロック304
に戻る。もし「NO」ならばフローチャートは、ブロック
314で終わる。データは図２のマイクロコンピューター3
2の制御の下で凍結モードか上書きモードで記憶する
（ブロック310）。
図６では、図１の皮下埋設可能な装置10がデジタルデ
ータ変換に介在し、アナログデータへの再変換なしで直
接アナログEGMデータを記憶するようにした他の実施例
を示す。記憶する信号は、図２のEGMアンプ66からの心
臓内の信号及び／または図２で示すた圧力センサー22の
ようなセンサーからの信号の一方あるいは両方である。
フローチャートは、上述のように、事象検知、プログラ
ミングあるいは患者の活動開始によりブロック402で開
始する。サンプリングされたアナログデータは、図２の
サンプルホールド回路86によってブロック404で保持す
る。サンプリングは、十分臨床上有用なデータとするた
めに128Hzレートで行なう。ブロック406で、アドレスデ
コーダー回路84と高電圧供給（HV）スイッチ回路88を経
てアナログメモリ90にデータを記憶する。ブロック408
で、より多くのデータのためのテストを行なう。もし
「YES」ならばフローチャートは、サンプルホールドブ
ロック404に戻る。もし「NO」ならばフローチャート
は、ブロック410で終わる。図５のAD変換304、データ圧
縮306そしてDA変換308が不要になるので、この実施例
は、より単純で、より少ない回路構成となり、電流ドレ
インは少なくなる。図６の実施例は忠実度を向上させ、
そしてデジタル等価で８対１にデータを圧縮する。
図７は、デジタルデータへアナログデータを変換しな
いアナログデータの記憶と圧縮、及び図５の実施例で述
べたそれに続くアナログデータへの再変換を行なわな
い、図１の皮下埋設可能な装置10の他の実施例を示すブ
ロック図を示し、記憶される信号は、図２のEGMアンプ6
6からの心臓内の信号及び／または図２で示された圧力
センサー22のようなセンサーからの信号の一方あるいは
両方である。128Hzレートでサンプリングするサンプル
ホールド回路502は、MUX制御回路504の制御下で一時的
にアナログメモリセル506、508、510に記憶させるアナ
ログ電圧データを発生させる。
第１のアナログ電圧値／データは、セル510でそして
第１のメモリ位置で記憶する。次の２つデータサンプル
は、セル506、508でそれぞれ記憶する。もしセル506中
の電圧がセル508中の電圧より大きければ、比較器512は
TRUE論理レベルを示すアナログセル506、508の電圧レベ
ルを比較する。またFALSE論理レベルは、セル508中の電
圧がセル506中の電圧より大きいということを示す。同
様に、もしセル508中の電圧がセル510中の電圧より大き
ければ、比較器514はTRUE論理レベルを示すアナログセ
ル508、510の電圧レベルを比較する。またFALSE論理レ
ベルは、セル508中の電圧がセル510中の電圧より大きい
ということを示す。図２のマイクロコンピューター32
は、図８で示された単純な処理フローによって、制御/M
UX回路504が℃の値をアナログメモリ516に記憶させるの
を決定する。
図８は、図７からのデータの圧縮に関連するフローチ
ャートを示す。図８のフローチャートは、図３の事象検
知104によってブロック600で圧縮プロセスを開始する。
第１のデータ値（Ｃ）は、ブロック602で一時的にセル5
10とメモリの第１のアドレスに記憶する。続く２つのデ
ータ値は、それぞれブロック624でセル508（Ｂ）、506
（Ａ）に記憶する。もし比較器514がブロック604で「TR
UE」であれば、比較器512（Ｄ）がブロック606でTRUEか
どうをチェックする。もし「TRUE」ならば、506で記憶
したアナログ値を、ブロック618でメモリとセル510に記
憶させる。もしブロック606で比較器514（Ｅ）が「FALS
E」ならば、セル508で記憶したアナログ値を、ブロック
618でメモリとセル510に記憶させる。もし比較器514が
ブロック604で「FALSE」でかつ比較器512が「TRUE」な
らば、セル506でアナログ値をブロック618でメモリとセ
ル510に記憶させる。もし比較器512がブロック612で「F
ALSE」ならば、セル508で記憶したアナログ値をブロッ
ク618でメモリとセル510に記憶させる。ブロック620で
２以上のデータ値をチェックする。もし「YES」ならば
フローチャートは、ブロック624に戻る。もし「NO」な
らば圧縮プロセスは終了し、そしてブロック622で停止
する。
上述のように記憶したアナログデータは、病院、診療
室訪問時あるいは電話での問い合わせでフォローできる
ように、プログラマーのような外部の周辺装置への伝送
用の信号に変える。テレメトリー技術は、当業者に公知
である。パルス位置変調フォーマットで記憶したアナロ
グ電圧を変換する技術が、Thompson氏当によるMedtroni
c社の米国特許第4,556,063号に開示されている。また、
記憶されたアナログ電圧は、同時係属米国特許出願第07
/468,407号（発明の名称:Improved Telemetry Format、
出願日1990年１月22日）に開示された方法によってAD変
換器によりデジタル化し、伝送する。上記'407出願の高
レベルデータレートテレメトリーシステムは、望ましい
方法である。この方法は、記憶データを周辺装置に伝送
し、データを低レベルレート（たとえば、32サンプル毎
秒から１サンプル毎時間あるいは毎日）で記憶し、そし
て非常に高レベルレートで周辺装置に伝送することを可
能にする。
図９、10は、記憶したデータへのマーカーあるいは事
象指標情報の組み込みを示す。装置機能のマーカー指標
は、特定の装置機能のマーカーを表示している選択可能
な電圧値に続く単一のビットインジケーターVMAXを利用
することによって記憶したアナログデータフローに入れ
られる。本実施例では、信号データビットが取り除かれ
て装置機能を示すデジタルデータと置換されるため、デ
ジタルマーカー情報を心臓内信号と同時に伝送すると、
心臓内信号のデータが失われる。図９は、図３の好まし
い実施例で記憶された電圧700の例に示す。符号702の点
は、−30mボルト（−VMAX）のマーカーインジケータを
表示する。符号704の点は、−10mボルトで、心室事象を
表示する。２腔ペースメーカー（DDD）のための好まし
い実施例では、以下がデータビット704のために選択可
能な電圧レベルである。
事象 電圧 心室感知 −10mV 心室不応期感知 −20mV 心室ペーシング −30mV 心房感知 ＋10mV 心房不応期感知 ＋20mV 心房ペーシング ＋30mV 図10は、外部の周辺／プログラマーの表示装置あるい
は紙にプリントした心室感知（Vsense）マーカーインジ
ケータ800及び再現されたEGM信号802を示すう。なお本
図では、マーカー情報をアナログデータ信号から取り除
き、隣接するアナログデータポイントにつないである。
同様に、各記憶した事象の発生時間をコード化し、かつ
上述のように記憶する。
上述のアナログデータの記憶とこれに続くプログラマ
ーヘのテレメトリーに加えて、ペーシング、電気的除細
動あるいは除細動治療を開始させるために、記憶しれた
不整脈発現をは、マイクロコンピューター32によって公
知のように処理する。さらに、捕捉、非捕捉あるいは融
合収縮を示す記憶信号を、出力回路68からのペーシング
刺激の後に、周期的にあるいは心拍−心拍ベースでセン
スアンプ64に現れる信号と比較する。もし誘発反応が表
示されなければ（非捕捉）、Callaghan氏等の米国特許
第4,858,610号、Callaghan氏等の米国特許第4,878,497
号、及びDecote氏の米国特許第4,729,376号に開示され
ているように、捕捉を回復するために出力刺激パルス幅
及び／又は振幅が増大する。圧縮機能は、捕捉を示す信
号の記憶た表示に対する出力刺激後５〜80m秒内に、パ
ターンマッチングによってマイクロコンピューター32に
より遂行される。また、記憶した非捕捉信号の負の振幅
を、もし発生していれば誘発反応を示す信号を伴う周期
的信号と合計する。
フロントページの続き (72)発明者 トンプソン デビッド エル. アメリカ合衆国 ミネソタ州 55432 フライドレイ オナンダガ ストリート 1660 (56)参考文献 特開 昭57−93066（ＪＰ，Ａ) 特公 平３−44785（ＪＰ，Ｂ２) ソ連特許878309（ＳＵ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61N 1/36 - 1/39 ＷＰＩ，ＥＰＡＴ

Claims (18)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】ハウジング内に収納されて患者の体内に皮
    下埋設する医療用装置であって、 上記患者の生理学的なパラメーターの関数として時間と
    ともに可変するレベルを有する電気信号を記録するモニ
    ターシステムを有し、 該モニターシステムが、上記電気信号レベルを感知する
    手段と、所定のサンプリングレートでかつ予め定められ
    た間隔で周期的に上記電気信号をサンプリングする手段
    とを含み、さらに、 上記電気信号を示すアナログ電圧レベルを規定する手段
    と、 上記アナログ電圧レベルを記憶する手段と、 永続的に上記アナログ電圧レベルを保持する手段と、及
    び 上記電圧レベルを回復する手段と を有する皮下埋設可能な医療用装置において、 上記サンプリング手段と上記記憶手段に接続し、上記時
    間とともに可変する信号レベルの選択部分を圧縮しかつ
    上記記憶手段に圧縮信号出力を供給する圧縮手段と、上
    記感知手段と上記記録手段に接続する制御手段を含み、 上記圧縮手段が、 （ａ）第１のデータ値を記憶する記憶手段、 （ｂ）上記第１のデータ値とこれに続いて生じる第２、
    第３のデータ値を回復する回復手段、 （ｃ）上記第２のデータ値が上記第１の記憶データ値以
    上かどうかを決定し、そうであれば上記第２、第３の続
    いて生じるデータ値の大きい方の値を保存する第１評価
    手段、 （ｄ）上記第２のデータ値が上記第１の記憶データ値未
    満かどうかを決定し、そうであれば上記第２、第３のデ
    ータ値の小さい方の値を保存する第２評価手段、 （ｅ）上記保存した値を記憶する記憶手段 とを含み、 （ｆ）上記制御手段が、上記回復、評価及び全データの
    記憶を続ける ことを特徴とする皮下埋設可能な医療用装置。
  2. 【請求項２】さらにデータを圧縮するために、上記電気
    信号レベルの上記回復、評価、記憶をくり返す制御手段
    を含むことを特徴とする請求項１の皮下埋設可能な医療
    用装置。
  3. 【請求項３】ハウジング内に収納されて患者の体内に皮
    下埋設する医療用装置であって、 上記患者の生理学的なパラメーターの関数として時間と
    ともに可変するレベルを有する電気信号を記録するモニ
    ターシステムを有し、 該モニターシステムが、上記電気信号レベルを感知する
    手段と、所定のサンプリングレートでかつ予め定められ
    た間隔で周期的に上記電気信号をサンプリングする手段
    とを含み、さらに、 上記電気信号を示すアナログ電圧レベルを規定する手段
    と、 上記アナログ電圧レベルを記憶する手段と、 永続的に上記アナログ電圧レベルを保持する手段と、 上記電圧レベルを回復する手段と を有する皮下埋設可能な医療用装置において、 上記感知手段と上記サンプリング手段と上記記憶手段に
    接続し、上記時間とともに可変するレベルの予め定めら
    れた変化を検出するとともに上記記憶手段に事象信号出
    力を供給し、上記時間とともに可変する信号レベルと時
    間的に関連させて記憶する事象指標手段を含み、 上記患者の体外で上記記憶手段を受信手段に接続し、上
    記周期的サンプリングレートと異なるレートで上記受信
    手段へ上記記憶された信号レベルを伝送するフォーマッ
    ト手段とテレメトリー伝送手段を含むことを特徴とする
    皮下埋設可能な医療用装置。
  4. 【請求項４】ハウジング内に収納されて患者の体内に皮
    下埋設する医療用装置であって、 上記患者の生理学的なパラメータの関数として時間とと
    もに可変するレベルを有する電気信号を記録するモニタ
    ーシステムを有し、 該モニターシステムが、上記電気信号レベルを感知する
    手段と、所定のサンプリングンレートでかつ予め定めら
    れた間隔で周期的に上記電気信号をサンプリングする手
    段とを含み、さらに、 上記電気信号を示すアナログ電圧レベルを規定する手段
    と、 上記アナログ電圧レベルを記憶する手段と、 永続的に上記アナログ電圧レベルを保持する手段と、 上記電圧レベルを回復する手段と を有する皮下埋設可能な医療用装置において、 上記感知手段と上記サンプリング手段と上記記憶手段に
    接続し、上記患者の生理学的なパラメーター中の事象の
    予め定められたシーケンスを検出し、上記電気信号レベ
    ルの上記記憶を開始させる事象検知手段を含み、 上記患者の体外で上記記憶手段を受信手段に接続し、上
    記周期的サンプリングレートと異なるレートで上記受信
    手段へ上記記憶された信号レベルを伝送するフォーマッ
    ト手段とテレメトリー伝送手段を含むことを特徴とする
    皮下埋設可能な医療用装置。
  5. 【請求項５】ハウジング内に収納されて患者の体内に皮
    下埋設する医療用装置であって、 上記患者の生理学的なパラメーターの関数として時間と
    ともに可変するレベルを有する電気信号を記録するモニ
    ターシステムを有し、 該モニターシステムが、上記電気信号レベルを感知する
    手段と、所定のサンプリングンレートでかつ予め定めら
    れた間隔で周期的に上記電気信号をサンプリングする手
    段とを含み、さらに、 上記電気信号を示すアナログ電圧レベルを規定する手段
    と、 上記アナログ電圧レベルを記憶する手段と、 永続的に上記アナログ電圧レベルを保持する手段と、 上記電圧レベルを回復する手段と を有する皮下埋設可能な医療用装置において、 上記感知手段とサンプリング手段に接続し、上記時間と
    ともに可変する複数の信号レベルを記憶する複数の記憶
    手段を含み、 上記記憶手段に接続する第１メモリモニター制御手段を
    含み、該第１メモリモニター制御手段が、上記患者の体
    外のプログラマーから引き続いて出される呼掛け信号に
    よって読取り及びリセットがなされるまで上記電気信号
    レベルを保持することを特徴とする皮下埋設可能な医療
    用装置。
  6. 【請求項６】上記記憶手段に接続する第２メモリモニタ
    ー制御手段を含み、該第２メモリモニター制御手段が、
    早期に生じた事象の上記記憶された信号レベルを上書き
    し、上記外部のプログラマーによるその後の呼掛け信号
    によってリセットされるまで最新の事象を保持すること
    を特徴とする請求項５の皮下埋設可能な医療用装置。
  7. 【請求項７】ハウジング内に収納されて患者の体内に皮
    下埋設する医療用装置であって、 上記患者の生理学的なパラメータの関数として時間とと
    もに可変するレベルを有する電気信号を記録するモニタ
    ーシステムを有し、 該モニターシステムが、上記電気信号レベルを感知する
    手段と、所定のサンプリングレートでかつ予め定められ
    た間隔で周期的に上記電気信号をサンプリングする手段
    とを含み、さらに、 上記電気信号を示すアナログ電圧レベルを規定する手段
    と、 上記アナログ電圧レベルを記憶する手段と、 永続的に上記アナログ電圧レベルを保持する手段と、 上記電圧レベルを回復する手段と を有する皮下埋設可能な医療用装置において、 上記サンプリング手段と記憶手段に接続し、上記記憶と
    同時に複数の生理学的なパラメーターから上記電気信号
    レベルを同時に供給する複数の感知手段を含むことを特
    徴とする皮下埋設可能な医療用装置。
  8. 【請求項８】ハウジング内に収納されて患者の体内に皮
    下埋設する医療用装置であって、 上記患者の生理学的なパラメーターの関数として時間と
    ともに可変するレベルを有する電気信号を記録するモニ
    ターシステムを有し、 該モニターシステムが、上記電気信号レベルを感知する
    手段と、所定のサンプリングレートでかつ予め定められ
    た間隔で周期的に上記電気信号をサンプリングする手段
    とを含み、さらに、 上記電気信号を示すアナログ電圧レベルを規定する手段
    と、 上記アナログ電圧レベルを記憶する手段と、 永続的に上記アナログ電圧レベルを保持する手段と、 上記電圧レベルを回復する手段と を有する皮下埋設可能な医療用装置において、 上記サンプリング手段と上記記憶手段に接続し、ペーシ
    ング刺激の後にリード／組織分極電圧レベルを感知し、
    心臓の減極電圧レベルの発生か非発生を示す信号を発生
    させる分極感知手段と、 心臓の減極電圧レベルの発生か非発生を示す上記発生信
    号を回復する記憶受信手段と、 上記分極感知手段と上記記憶回復手段に接続し、上記心
    臓減極電圧レベルを示す上記信号が上記ペーシング刺激
    が心臓の反応を誘発したことを示しているかどうかを決
    定する評価手段と、 上記評価手段が上記ペーシング刺激が上記心臓反応を誘
    発しなかったことを決定するときに、上記ペーシング刺
    激のエネルギー量を増大させるペーシング制御手段とを
    含むことを特徴とする皮下埋設可能な医療用装置。
  9. 【請求項９】上記評価手段が、心臓の減極電圧レベルの
    非発生を示す記憶された信号の負の値を上記分極感知手
    段に加える合計手段と、上記合計手段に接続し、誘発反
    応が行なわれたかどうか決める誘発反応決定手段とを含
    むことを特徴とする請求項８の皮下埋設可能な医療用装
    置。
  10. 【請求項１０】上記評価手段が、上記ペーシング刺激の
    後すぐに始まり、上記誘発心臓反応が通常生じている好
    ましくは５〜80m秒間のウィンドー手段を含むことを特
    徴とする請求項８の皮下埋設可能な医療用装置。
  11. 【請求項１１】上記評価手段が、心臓の減極電圧レベル
    の上記発生を示す上記記憶された信号を上記リード／組
    織分極電圧レベルに整合させ、上記誘発反応が行なわれ
    たかどうか決める波形整合手段を含むことを特徴とする
    請求項８の皮下埋設可能な医療用装置。
  12. 【請求項１２】ハウジング内に収納されて患者の体内に
    皮下埋設する医療用装置であって、 上記患者の生理学的なパラメーターの関数として時間と
    ともに可変するレベルを有する電気信号を記録するモニ
    ターシステムを有し、 該モニターシステムが、上記電気信号レベルを感知する
    手段と、所定のサンプリングレートでかつ予め定められ
    た間隔で周期的に上記電気信号をサンプリングする手段
    とを含みさらに、 上記電気信号を示すアナログ電圧レベルを規定する手段
    と、 上記アナログ電圧レベルを記憶する手段と、 永続的に上記アナログ電圧レベルを保持する手段と、 上記電圧レベルを回復する手段と を有する皮下埋設可能な医療用装置において、 ディジタルデータにアナログ電圧レベルを変換するため
    に上記規定手段に接続する手段と、 ディジタルデータを圧縮して圧縮ディジタルデータを形
    成するために、上記変換手段に接続する圧縮手段と、及
    び 上記圧縮手段に接続し、圧縮されたディジタルデータを
    圧縮されたアナログ電圧レベルに再変換するとともに、
    それの関数として圧縮された出力信号を上記記憶手段に
    供給する手段を含むことを特徴とする皮下埋設可能な医
    療用装置。
  13. 【請求項１３】マイクロコンピューター手段、及び圧縮
    された出力信号に対応するマーカーデータを供給するた
    めに上記記憶手段と上記マイクロコンピューター手段に
    接続する手段とを含むことを特徴とする請求項12の皮下
    埋設可能な医療用装置。
  14. 【請求項１４】上記圧縮手段が、 （ａ）第１データ値を記憶する手段、 （ｂ）上記第１データ値とこれに続く第２、第３のデー
    タ値を回復する手段、 （ｃ）上記第２データ値が上記第１記憶データ値以上で
    あるかどうかを評価するとともに、上記第２データ値が
    上記第１記憶データ値以上であれば、上記第２、第３デ
    ータ値の小さい方を記憶する第１の手段、 （ｄ）上記第２データ値が上記第１記憶データ値以下で
    あるかどうかを評価するとともに、上記第２データ値が
    上記第１記憶データ値以下であれば、上記第２、第３デ
    ータ値の小さい方を記憶する第２の手段、 （ｅ）上記値の小さい方として記憶したデータ値を記憶
    する手段、 を含み、 （ｆ）上記圧縮手段が、全ての使用可能データ値を回復
    し、評価し、そして記憶することを特徴とする請求項12
    の皮下埋設可能な医療用装置。
  15. 【請求項１５】上記感知手段、上記サンプリング手段及
    び上記記憶手段に接続し、上記患者が上記電気信号レベ
    ルの上記記憶を開始させることを可能にするアクチュエ
    ーター手段を含むことを特徴とする請求項１ないし14の
    いずれかの皮下埋設可能な医療用装置。
  16. 【請求項１６】上記アクチュエーター手段が、患者によ
    り始動されるマグネットを用いたリードスイッチ閉鎖認
    識手段を含む請求項15の皮下埋設可能な医療用装置。
  17. 【請求項１７】上記アクチュエーター手段が、上記患者
    によって始動させられた外部プログラマーからプログラ
    ミングコマンドを検出するテレメトリー感知手段を含む
    ことを特徴とする請求項15の皮下埋設可能な医療用装
    置。
  18. 【請求項１８】上記アクチュエーター手段は、電気信号
    レベルの上記記憶を始動させるために、上記装置ハウジ
    ングに設けた上記患者に反応する感知手段を含むことを
    特徴とする請求項15の皮下埋設可能な医療用装置。
JP6507172A 1992-08-26 1993-07-23 皮下埋設可能な医療用装置 Expired - Fee Related JP2939660B2 (ja)

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