JPH01313065A - リード線インピーダンス走査システムおよび故障リード線の発見法 - Google Patents

リード線インピーダンス走査システムおよび故障リード線の発見法

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JPH01313065A
JPH01313065A JP1095074A JP9507489A JPH01313065A JP H01313065 A JPH01313065 A JP H01313065A JP 1095074 A JP1095074 A JP 1095074A JP 9507489 A JP9507489 A JP 9507489A JP H01313065 A JPH01313065 A JP H01313065A
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JP
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impedance
lead
measurement
stimulation pulse
counter
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JP1095074A
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Christer Ekwall
クリスター、エクワル
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Original Assignee
Siemens AG
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Publication date
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
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    • 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
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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。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 この発明は生理的機能を電気的に刺激するための身体に
植え込み可能なシステム、−層詳細には、植え込まれた
ペースメーカーの作動を監視し、また選定されたパラメ
ータの標準レベルからの検出された偏差の指示を与える
ためにペースメーカーと組み合わされる電子回路に関す
るものである。
〔従来の技術〕
心臓ペースメーカーのテクノロジーの発展に伴い、その
システム性能は高度に複雑化してきた。
現在の世代の心臓ペースメーカーは種々の生理的条件の
もとに心臓の活動を検知しかつ刺激するのにマイクロプ
ロセッサおよび関連する回路を組み込んでいる。これら
のペースメーカーは個々の患者に生じ得る種々の心臓異
常を補正または補償するために心臓を制御するべくプロ
グラムされ得る。
最近の心臓ペースメーカーのテクノロジーの詳細な説明
は“刺激される心臓間隔の測定、適応性ペーサ−および
作動方法”という名称の国際特許出＠ＰＣＴ／ＵＳ８５
／　０２０１０号明細書に記載されている。この明細書
の開示を参照によりここに組み入れたものとする。
ポンプとしてのその機能をを効に実現するためには、心
臓が自然ＡＶレシンロニーを維持しなければならない、
’ＡＶシンクロニー”という用語は、心房の収縮と心室
の収縮との間に存在する順次タイミング関係を意味する
。所与の心拍動では、これらの収縮は典型的に判然とし
ており、また心臓組織の収縮の直前に生ずる（またたい
ていの目的ではそれと同時とみなされ得る）心臓組織の
デポラライゼーシ四ンに付随する電気的信号または波を
検知することにより測定される。これらの信号または波
はエレクトロカージオグラム上で観察可能であり、また
心房のデポラライゼーシッンを表すＰ波と、心室のデポ
ラライゼーシ目ンを表すＱＲ３波（時にはＲ波と呼ばれ
る、群の優勢な波）と、心室のりボラライゼーシッンを
表すＴ波とを含んでいる。なお、心房もリボラライズさ
れるが、この心房リボラライゼーシゴンは心室のデポラ
ライゼーシ町ンと近似的に同時に生起すること、また心
房リポラライゼーションにより発生される電気信号は一
般に微小であり、エレクトロカージオグラム上ではるか
に大きいＱＲ３波によりマスクアウトされることに言及
しておく。
従って、心臓の自然ＡＶレシンロニーを表すのは波のＰ
−ＱＲ５−Ｔサイクルである。これらの波は、それらの
間に存在する時間的関係を含めて、心臓の動作が検査さ
れている時には常に通常のＥＣＧ技術を通じて注意潔く
研究されかつ監視される。
心臓サイクルの開始は一般にジノアトリアル（ＳＡ）ノ
ードのデボラライゼーシツンと同時に始まる。この特殊
化された構造は右心房壁の上側部分に置かれている。Ｓ
Ａノードは毎秒１回よりも少し良い固有のレート（典型
的には毎分約７２拍動）で自発的にデボラライズする。
デボラライゼーシッンのレート、従ってまた心臓レート
は特定の患者の条件に関係して頻拍または徐拍を生じ得
る種々の身体的因子により影響される。
最適には、正常な心臓サイクルで、また開始するＳＡデ
ポラライゼーシロンに応答して、心房が収縮し、またそ
のなかにたまった血液を心室のなかへ送り込む、短い時
間（心房のなかの血液の大部分が一路弁を通じて心室の
なかへ流れるのを許すのに十分な時間）の後に、心室が
収縮して、血液を心室から身体組織へ送り出す、心房の
収縮と心室の収縮との間の典型的な時間間隔は６０ｍｓ
であり、また心室の収縮と次回の心房の収縮との間の典
型的な時間間隔は８００ｍ５であると考えてよい、従っ
て、所望のＡＶレシンロニーを生ずるのは、心房の収縮
（Ａ）と、それから比較的短い時間の後に続く心室の収
量　（Ｖ）と、それから比較的長い時間の後に続く所望
のＡＶレシンロニーを生ずる次回の心房の収縮とである
。ＡＶレシンロニーが存在する場合には、心臓は生命維
持血液を身体組織に供給するのに非常に効率的なポンプ
として機能する。ＡＶレシンロニーが存在しない場合に
は、心臓は非効率的なポンプとして機能する（その大き
な理由は、心室が血液で満たされていない時に心室が収
縮しているためである）。
多重モード、デマンド形式、心臓ペースメーカーが、可
能なかぎり、固有の機能でＡＶレシンロニーを維持し得
ない損傷または疾病心臓に対してＡＶレシンロニーを維
持するべく設計されている。
デマンド形式ペースメーカーは、心臓が所定のエスケー
プ間隔のなかでその固有の機能で自然のデボラライゼー
シッンを生ずるのに失敗する時にのみ刺激パルスを生ず
るペースメーカーである。二重チャンバペースメーカー
では、このことは、心臓の右心房および右心室の双方の
なかの電極をベーシングすることにより実現されている
。これらの電極は静脈および（または）心外膜リード線
を通じて、植え込まれたペースメーカーのなかに収容さ
れた検知増幅器に接続されている。これらのチャンバの
なかに生起する電気的活動がこうして検知され得る。電
気的活動が検知される時、ペースメーカーは、指示され
たチャンバのデポラライゼーションまたは収縮が生起し
ているとみなす。
もし電気的活動が典型的に心房または心室エスケープ間
隔と呼ばれる所定の時間間隔のなかで検知されなければ
、ペースメーカーハウジングのなかに収容されているパ
ルス発生器が刺激パルスを発生し、この刺激パルスは、
通常は検知のために使用されるものと同一のリード線ま
たは電極を経て、指示されたチャンバに供給される。こ
の刺激パルスは指示されたチャンバの所望のデポラライ
ゼーシッンおよび収縮を生起させる。従って、先ず自然
のデボラライゼーシッンが各チャンバのなかで生起して
いるか否かを検出し、次いで自然のデボラライゼーシ式
ンの不存在時に制御された時間間隔で外部刺激パルスで
各チャンバを刺激することにより、心臓のＡＶレシンロ
ニーが維持され得る。
こうして、デマンドペーサ−により、心臓はその固をの
機能で（ペースメーカーからの刺激なしに）エスケープ
間隔により定められる刺激レートよりも少なくとも少し
速いレートで拍動し、もしくは心臓はエスケープ間隔に
より制御されるレートでペーサ−により刺激される。ペ
ースメーカーにより与えられる刺激レートは典型的に“
プログラムされたレート°°と呼ばれる。
ペースメーカーは作動の形式および機能モードにより分
類されてきた。数年来、３文字コードがペースメーカー
の種々の形式を記述するのに使用されてきた。このコー
ドによれば、第１の位置の文字はペースされるチャンバ
を示すのに使用されてきた。こうして、■は心室がペー
スされることを表し、Ａは心房がペースされることを表
し、またＤは心房および心室の双方がペースされること
を表す、このコードの第２の位置の文字は検知されるチ
ャンバを示す、コードの第２の位置のＶ。
ＡおよびＤは検知されるチャンバがそれぞれ心室、心房
、または心房および心室の双方であることを表す、加え
て、０は検知が行われないことを表す。
この３文字コードの第３の位置の文字はペースメーカー
の応答のモードを表す、この位置で、Ｔはトリガされる
応答を表し、Ｉは禁止される応答を表し、Ｄは二重応答
（心房トリガおよび心室禁止または心房トリガ／ｊ＃止
および心室禁止）を表す。
０は無しを示し、またＲはリバース（ペースメーカーが
速い心臓レートにより能動化されるが、遅い心臓レート
には応答しないこと、換言すれば、特殊化された除不整
脈ペースメーカー）を示す。
Ｉ６］知のように、たいていのペースメーカーは自発性
の心臓活動からの電気的信号を検知するセンサ回路を含
んでいる。このような活動の検出時に、ペースメーカー
の刺激作用は、ペースメーカーの機能モードまたは形式
に関係して、変更される。
たとえば、ＶＶＩモード（心室ペースかつ検知、応答禁
止モード）では、成る時間制限のもとでの心臓活動の検
知は、刺激作用が禁止されるように、正常な心臓活動と
して解釈される。
説明はこれまで、ペースメーカーおよびその付属回路が
故障なしに動作していると仮定して行われてきた０人間
が製造した装置の現実の性質として、このことは常には
成り立たない、電子回路が、種りの回路構成要素、電池
電力源の状態、および種々の増幅器、波形整形段などの
有効性を検査するためペースメーカー自体のなかに組み
込まれ得るし、また組み込まれてはいるが、ベーシング
輪作のためにペースメーカーが接続されているリード線
および植え込まれた電極の完全性を検査することはしば
しば一層困難である。
ペースメーカーおよび電極システムの植え込みの際に、
システムの電気的絶縁に影響し得る部分的な損傷が時折
生ずる。この形式の損傷は検出されずにとどまり、また
植え込まれたシステムへの当面の影響はないとしても、
長時間の使用の後には影響が現れる。ペースメーカーの
リード線絶縁の破壊または重大な劣化が生ずる時、それ
は、破壊が破局的な性質のものであるか否かに関係して
、ゆゆしい結果、さらには悲惨な結果を招き得る。
種々の形式のリード線損傷が種々の形式の損傷または劣
化を生じ得る。たとえば、刺激を極上の絶縁損傷は心臓
に与えられるべきエネルギーをどこか他の点へ逸らす、
リード線破壊はいくつかの環境状態では、時によっては
甚だしく、−時的または永久的に刺激出力を減する。他
の形式の検出可能なエラーは心臓壁と正しく接触してい
るべき電極先端の損傷に関するものである。
これまでに述べてきたリード線損傷は破局的な性質のも
のであるが、それほど甚だしくなく断続的であり時間と
共にビルドアップし得る性質の損傷または劣化も生じ得
る。一般的な状況では、エラーは一時的または断続的な
エラーとして始まる。
これらは一般的に使用される技術により発見することが
事実上不可能である。たとえば電力線または電話線をた
とえば疑いのある回路への過電圧の印加により検査する
ような仕方でリード線損傷を不規則的にまたは周期的に
検査することは許容されない、それは、このような条件
下でのペースメーカーリード線の絶縁の破壊は患者に破
局的な結果を生じ得るという簡単な理由からである。検
出され得る一時的または断続的なエラーから切迫した損
傷または深刻な劣化を判定するべく、植え込まれたペー
スメーカーの正常な作動時に生ずる信号をプロセス解析
に使用し得ることが望ましい。
このような機能を実現するためのシステムは標準的な心
臓作動を監視し、また信号慎準からの検出された偏差を
上記のような損傷または劣化の生起を指示するのに使用
することが期待される。
異常の検出のために心臓信号を定期的に監視するために
は種々の方法があり、そのいくつかは植え込みペースメ
ーカーシステムに用いられる回路に関するものである。
心臓ベーシングシステムの性能の質の自動的評価および
指示のための１つの主張されているペースメーカー機能
アナライザは米国特許第４．５２７．５６７号明細書の
対象である。この特許のアナライザは、ペースメーカー
の電池の状態、電子回路および電極の正常性および心臓
内の電極の正しい位置を含めて、すべての形式の非同期
のデマンドおよびデマンド−ヒステリシスペースメーカ
ーの包括的な検査を行うと述べられている。この解析が
上記特許の回路により行われる仕方は本発明のリード線
インピーダンス走査システムの作動と完全に異なってい
る。
〔発明が解決しようとする課題〕
本発明の目的は、上述のようなリード線の故障を確実に
検出し得る方法を提供することにある。
〔課題を解決するための手段〕
この目的は本発明によれば植え込み可能な刺激装置に対
するリード線インピーダンス走査システムにおいて、装
置の作動中にリード線インピーダンス測定を行うための
手段と、前記インピーダンス測定を予め選定された基準
と比較するための手段と、リード線インピーダンスの変
化の生起を指示するため、予め定められた大きさだけ前
記基準から偏差する測定偏差の検出に応答する手段とを
含んでいることによって達成される。
ここに開示される本発明の構成は心臓ペースメーカーに
関係して図示かつ説明されているが、本発明はそれに限
定されるものではない０本発明の原理は、他の生理学的
機能または一般的に生きている動物の電気的刺激を行う
目的で植え込まれる特殊な装置と組み合わせて応用する
ことができる。
ここで使用される“リード線インピーダンス”および“
リード線抵抗”という用語は、特別な電気回路のみを指
すのに限定されるものではない。
むしろ、これらの用語はここでは、身体組織および流体
およびたとえば電極先端と心臓組織との間の接続により
与えられ得るあらゆる干渉効果を含めて、完全な回路経
路のインピーダンスを包含する意味で使用されている。
要約すると、本発明による配置は、ペースメーカーシス
テムリード線を経て伝達される信号を監視し、また測定
されたインピーダンスの過度の変動を検出するための電
気回路を含んでいる。監視はすべての心臓刺激パルスの
生起時にリード線インピーダンスの測定を行う、従って
、絶縁破壊、リード線断線などのような永久的なリード
線異常だけでなく、−時的または断続的な性質のリード
線インピーダンス異常も切迫したリード線損傷の徴候で
あり得るリード線インピーダンスの重大ではあるが徐々
の変動も本発明による配置により検出される。
本発明による１つの特定の配置では、心臓刺激パルスの
源である蓄積キャパシタの電圧レベルが刺激パルスの前
および後の双方でサンプルされる。
刺激パルスの供給の結果としての蓄積キャパシタの部分
的な放電に起因する２つのこのようなサンプルの間の電
圧レベルの差が、この電圧差の関数である瞬時リード線
インピーダンスを判定するのに使用される。導き出され
た値は蓄積されたリード線インピーダンス測定値の移動
平均と比較され、またもし電流値が予め定められた大き
さだけ移動平均から異なるならばエラーカウンタがイン
クレメントされる。同様に、心臓活動を検知するために
設けられているペースメーカーの回路からの出力が、検
知リード線の問題に関係付けられ得る検知された信号中
の変化を監視するのに使用される。
検知リード線中のすべての検出された異常は第２のエラ
ーカウンタをインクレメントさせる。この場合のリード
線故障は異常（非生理学的）な検知された信号スリュー
レートとして指示される。たとえば、リード線折断は、
身体と導通材料との間に存在する正常な電位により、瞬
間的にステップ電圧または過渡的パルスを生ずる。
患者の検査の間、第１および第２のエラーカウンタのな
かに蓄積されたカウントレベルは、リード線に問題があ
り得るという事実に注意を向けるため、適当な検査読出
し装置へ転送され得る。
〔実施例〕
本発明の上記および他の目的、特徴および利点は添付図
面を参照しながら行われる以下の一層詳細な説明から一
層明らかになろう。
以下の説明は、本発明を実施するにあたって最良と現在
考えられているモードの説明である。この説明は本発明
の範囲を限定するものではなく、本発明の一般的な原理
を説明する目的でなされるものである０本発明の範囲は
特許請求の範囲により定められるものとする。
さて第１図を参照すると、植え込まれたペースメーカー
ｌＯが心臓と電気的接触を形成する１つの仕方が簡単化
して示されている。第１図は２つの双極性リード線１２
および１４の使用を示しており、各々は右心臓の別々の
チャンバのなかへ向けられている。双極性リード線は２
つの電気的に絶縁された導体を含んでいる単一の糸を含
んでいる。たとえば、リード線１４はリード線の先端１
８に電気的に接続されている第１の導体１６を含んでい
る。この先端は典型的に右心房１９の心房側器２０と呼
ばれる空洞のなかに置かれている。
先端１８からの既知の距離に電極リング２２が双極性リ
ード線１４の他方の導体２４に電気的に接続されている
。同様に、先端２６および導体リング２８が、右心室３
０の頂部のなかに置かれている双極性リード線１２と組
み合わされている。リード線１２および１４が心臓のな
かへ挿入される仕方も、ペースメーカーＩＯが患者の身
体に植え込まれる仕方も当業者によく知られている。
第１図は、もし組み合わされた先端１８および電極リン
グ２２を有する双極性リード線１４が図面から省略され
、第１図中に示されているように右心室３０のなかに挿
入された先端２６およびリング２８を有する双極性リー
ド線１２のみが残されているならば、ＶＶＩモードで作
動するレート応答ペーサ−を表すものとみなされてよい
。
本発明による回路のブロック図が第２図に示されている
０回路４０は通常のペースメーカータイミングおよび論
理回路を含んでいる刺激タイミング回路４２を含んでい
るものとして示されている。
回路４０は刺激信号ＳＴＩＭの生起時にスイッチＳｌの
作動を制御するべく接続されている。端子４６における
ベーシング出力の源は、充電回路４４により充電される
べく接続されており、またスイッチＳ１が閉じられてい
る時に直列キャパシタＣ４を通じて出力端４６にベーシ
ングパルスを供給するキャパシタＣＩである。抵抗Ｒ２
は、スイッチＳ１が開いている時にキャパシタＣ４への
回路を完成するべく設けられている。
サンプリング段５０がベーシングパルスの供給の前後に
キャパシタＣＩをサンプルするべく接続されている。サ
ンプリング段５０からのサンプルされた電圧はアナログ
−ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器５２に供給され、そのデ
ィジタル形式の出力は式 ％式％））（１） Ｒ：リード線インピーダンス Ｔ、：刺激パルス継続時間 Ｃ１ｉ刺激パルスに対する源キヤパシクｖ、：源電圧 ｄＶｌつのサンプルされた値の間の電圧差に従って刺激
パルスの供給の前後にサンプルされた２つのレベルの間
の電圧差の関数としてリード線インピーダンスの変化を
評価するための回路を含んでいる刺激インピーダンス弁
別器５４に与えられる。
式（１）は初期電圧（■、）を有する放電キャパシタの
両端の電圧（Ｖ）と時間（１）とのよく知られている関
係 Ｖ””Ｖ＊　　’　ｅＸＰ　（ｔ／ＲＣ）　　　　（２
）から導き出されている。
刺激インピーダンス弁別器５４は式（１）によるリード
線インピーダンス測定の移動平均を維持し、また新しい
各測定をその平均と比較する。もしリード線インピーダ
ンスの測定が予め定められた値だけ移動平均から異なる
ならば、組み合わされているカウンタ５６がエラーの生
起としてその事象をカウントするべくインクレメントさ
れる。
極性検出器５５が、刺激インピーダンス弁別器５４によ
り検出されるリード線インピーダンスの測定に差が生じ
た時に変化の方向の指示を続出し論理段７０に与えるべ
く、刺激インピーダンス弁別器５４に接続されているも
のとして示されている。こうして、たとえば、極性検出
器５５は、リード線インピーダンス測定の検出された変
化がインピーダンスの増大を含んでいるか減少を含んで
いるかについての出力指示を与える。この指示は、リー
ド線劣化が（リード線インピーダンスの測定された増大
に相当する）開回路の方向であるか、（リード線インピ
ーダンスの測定された減少に相当する）短絡回路の方向
であるかの指示に相当する。
検知検出器６０は検知された心臓活動に応答するべく端
子４６に接続されている。検知検出器６０の出力は、刺
激タイミング回路４２の３７１Ｍ出力によりトリガされ
る単安定遅延［８６４から遅延させられた信号ＤＳを受
ける検知インピーダンス弁別器６２に与えられる。これ
は刺激出力オリジンからの高スリューレート信号を阻止
する役割をする。検知インピーダンス弁別器６２の出力
は第２のカウンタ６６に与えられる。検知インピーダン
ス弁別器６２は、毎秒１０Ｖよりも大きい変化レートが
検出される時にカウンタ６６のなかのカウントがインク
レメントされるように、検知検出器６０からの信号の傾
斜（スリュー）に応答する。第２の極性検出器６３が、
検知インピーダンス弁別器６２に接続されているものと
して示されており、極性検出器６３の出力端は、刺激イ
ンピーダンス弁別器５４に接続されている極性検出器５
５と同一の仕方および同一の目的で、読出し論理段７０
に接続されている。検出器６３は、検知検出器６０から
の信号の傾斜が正である時には増大するインピーダンス
の出力指示を与え、′またその信号の傾斜が負である時
には減少するインピーダンスの出力指示を与える。こう
して、追加的な診断情報が、リード線インピーダンスの
検出された変化の単独の指示に加えて、極性検出器５５
．６３に応答して読出し論理段７０において与えられる
。
続出し論理段７０は、リード線インピーダンス解析回路
４０のそれぞれの部分（刺激信号お歓び検知信号）によ
り検出されるエラーの数の指示を与えるべく、両カウン
タ段５６および６６の出力端に接続されている。参照符
号Ｃを付されている入力端は種々の段からシステムクロ
ック（図示せず）への接続を示す。
第３図には第２図の回路４０が一層詳細な回路図で示さ
れている。この図には、第２図中の要素と同じ要素には
同じ参照符号が付されている。
第３図で、充電回路４４はスイッチＳ２およびキャパシ
タＣ２を含んでいるものとして示されており、後者はＣ
Ｉと比較して小さいキャパシタンスを有する。こうして
、第３図中のスイッチＳ２の条件により示されているよ
うにキャパシタＣ２がキャパシタＣＩに接続されている
時、Ｃ２は認め得る変化を生ずることなしに迅速に０１
の電圧レベルをとる。Ｃ３はＣ２よりもはるかに大きい
キャパシタンスを有するので、Ｒ１およびＣ３の回路は
ＣＩの電圧レベルの移動平均を生ずる役割をする。スイ
ッチＳ３およびＳ４は、その他方の入力端でＣＩ電圧レ
ベルの移動平均を受けるべく接続されている第１のコン
パレータ段８０の１つの入力端に交互の充電および放電
パルスを与えるべく接続されている。コンパレータ８０
の出力ｉは、追加的な段８４および８６を有する３ビツ
トシフトレジスタ８８の第１の段８２に接続されている
０個々の段８２．８４．８６の出力は３端子ナントゲー
ト９０．９２に与えられており、他方において第１の段
８２の出力は追加的に、スイッチＳ３およびＳ４を制御
する２人力ナンドゲート９４．９６に与えられている。
ナントゲート９０．９２の出力は別のナントゲート９８
に与えられており、その出力はアンドゲートｔｏｏの１
つの入力端に与えられている。ゲート９８からの能動化
出力は３つの相続くエラーまたは異常なインピーダンス
測定に相当する事象の生起を示す、アンドゲート１００
の出力端はプログラム可能なダウンカウンタ１０２に接
続されており、このダウンカウンタはアップカウンタ１
０４に接続されている。
プログラム可能なダウンカウンタ１０２はデータバス１
１０を経て供給される予め定められた値にセットされる
べく接続されており、後者はアップカウンタ１０４のな
かのカウントを受けるべく接続されている。
第２図の単安定遅延回路６４は、ノアゲート１２２の出
力を受け、また他のノアゲート１２６へバッファ増幅器
１２４を通じて出力を与えるべく接続されているフリッ
プフロップ１２０を含んでいる。これはクロック信号と
同相で第２図の刺激タイミング回路４２からの刺激パル
スに続く遅延された信号ＤＳを与える役割をする。
この回路の検知部分は、端子４６から心臓信号を受け、
またそれらを高域通過フィルタ１３２を通じて第２のコ
ンパレータ段１３４の一方の入力端に与えるべく接続さ
れている検知増幅器１３０を含んでおり、第２のコンパ
レータ段１３４の他方の入力端は電圧基準Ｖｒｅｆに接
続されている。
コンパレータ段１３４の出力はフリップフロップ１３６
に与えられ、その出力は、刺激信号ＳＴＩＭと共に、ア
ップカウンタ１４０を駆動するべく接続されているアン
ドゲート１３Ｂに与えられる。
カウンタ１４０はデータバス１１０にデータを与えるべ
く接続されている。
第３図の回路の作動中、刺激タイミング回路４２（第２
図）からの刺激パルスに続いて、遅延させられたＤＳ信
号が発生される。この時間中、キ中バシタＣ２はスイッ
チＳ２を介してキャパシタＣ１に接続されており、また
同一の電圧レベルがキャパシタＣＩおよびＣ２の双方に
発生される。
スイッチＳ２の交互切換は、コンパレータ８０の一方の
入力端に電圧を与えるべく、電荷サンプルをキャパシタ
Ｃ１から移動平均回路内のキャパシタＣ３へ転送する。
第２図で説明したように、刺激パルスはキャパシタＣＩ
から端子４６にベーシング信号を与えるべくスイッチＳ
１を能動化する。
出力端子４６に接続されているリード線のなかのリード
線インピーダンスの瞬間的変化はキャパシタＣ２および
Ｃ３中の電位の差を生じ、これがコンパレータ８０によ
り検知され、また入力段８２におけるシフトレジスタ８
８に与えられる。も乙３つの連続的な偏差信号がシフト
レジスタ８８に与えられるならば、ゲート９０．９２お
よび９８は事象を示すゲート１００への入力端における
条件を発生するべく能動化される。これはクロックパル
スと同期して、ダウンカウンタ１０２をデクレメントす
るべくアンドゲート１００を能動化する。カウンタ１０
２はＳＴＩＭ信号の受信時に予め定められたカウンタ偵
にセントされている。キャパシタＣ２とキャパシタＣ３
との間の電圧差が特定のしきい値を超過する時、ゲート
９Ｂの出力は、プログラム可能なダウンカウンタ１０２
から出力を発生し、それによりアップカウンタ１０４を
インクレメントするのに十分に長く能動的である。
検知増幅器１３０への迅速に変化する入力信号はコンパ
レータ１３４にＶｒｅｒよりも高い電圧レヘルを生ずる
。その結果として、コンパレータ１３４からの信号は、
もしＤＳ信号が低いならば、フリップフロップ１３６を
セットする。これが刺激パルス間隔の間に少なくとも１
回生起する時、段４２（第２図）からの次の刺激パルス
は第２のカウンタ１４０をインクレメントする。ペース
メーカーの追従時に、２つのカウンタ１０４および１４
０がデータバス１１０を介して読まれる。カウンタ１０
４および１４０から読み出された数から、ペーサ−のイ
ンピーダンス条件に対して相対的にシステム性能の判定
がなされ得る。
以上に図示かつ説明したように、本発明による配置は植
え込まれたリード線の正常性に関係付けられる予め定め
られたペースメーカーパラメータを監視し、また順次に
検出された異常の予め定められた数の生起に従ってカウ
ントを維持する。異常はそのパラメータに対する予め定
められた大きさだけの正常値からの偏差であるとして判
定される。基準をなすものは、時間を通じてのシステム
の作動から判定される。単一の生起に相当する隔離され
た異常は無視されるが、もし特定の異常が３つの心拍動
にわたり持続するならば、事象の生起がカウンタのなか
に記録される。こうして、後で、たとえば定期的な患者
の検査の間に、カウンタの内容が、記録された事象に相
当する問題が補正される必要があるか否かに関する決定
がなされ得るように、記録され得る。
本発明の好ましい実施例では、リード線インピーダンス
の検査に関する異常を記録するため２つの別個のシステ
ムが設けられている。一方のシステムはベーシングの間
に刺激回路に供給される出力エネルギーの測定に基づい
ている。他方のシステムは検知された心臓信号の監視か
らのリード線インピーダンスの測定を含んでいる０両シ
ステムの独立したカウンタのなかのカウント読出しの解
析は、検知およびベーシングのために同一のリード線を
使用するペースメーカーシステムの場合に、特に別々の
カウント読出しの相関から、指示された特定のリード線
問題を判定するプロセスをさらに向上する。
本発明が有利に使用され得る仕方を説明する目的で本発
明によるペースメーカーに対するリード線インピーダン
ス測定システムの特別な配置を説明してきたが、本発明
はそれに限定されるものではなく、当業者により行われ
得るすべての変更および等価な配置は、特許請求の範囲
により定められる本発明の範囲内にあるものである。
【図面の簡単な説明】
第１図はベーシングのために心臓と組み合わされて植え
込まれて示されている複チャンバ心臓べ−スメーカーの
概要図、第２図は第１図中に示されているもののような
ペースメーカーに組み入れるための本発明による１つの
特別な配置の概要ブロック図、第３図は第２図の配置を
一層詳細に示す概要回路図である。 １０・・・ペースメーカー １２．１４・・・リード線 １６・・・導体 １８．２６・・・先端 １９・・・右心房 ２０・・・心房付属部 ２２・・・電極リング ２４・・・導体 ２８・・・リング ３０・・・心室

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １）植え込み可能な刺激装置に対するリード線インピー
    ダンス走査システムにおいて、 装置の作動中にリード線インピーダンス測定を行うため
    の手段と、 前記インピーダンス測定を予め選定された基準と比較す
    るための手段と、 リード線インピーダンスの変化の生起を指示するため、
    予め定められた大きさだけ前記基準から偏差する測定偏
    差の検出に応答する手段と を含んでいることを特徴とする植え込み可能な刺激装置
    に対するリード線インピーダンス走査システム。 ２）装置がペースメーカーであり、またリード線インピ
    ーダンス測定を行うための手段が刺激パルス中にペーシ
    ングリード線に供給されるエネルギーを測定するための
    手段を含んでいることを特徴とする請求項１記載のシス
    テム。 ３）刺激パルス中にペーシングリード線に供給されるエ
    ネルギーを測定するための前記手段が刺激パルスの供給
    の前後に刺激パルスの源のエネルギーレベルをサンプリ
    ングするための手段を含んでいることを特徴とする請求
    項２記載のシステム。 ４）サンプリング手段からのサンプリング電圧が式 Ｒ＝−Ｔ＿Ｐ／Ｃ＿Ｉｌｎ（１−ｄＶ／Ｖ＿Ｏ））ここ
    で Ｒ：リード線インピーダンス Ｔ＿Ｐ：刺激パルス継続時間 Ｃ＿Ｉ：刺激パルスに対する蓄積キャパシタ源 Ｖ＿Ｏ：源電圧 ｄＶ：刺激パルスの供給の前後にとられた電圧サンプル
    の間の電圧差 に従ってインピーダンスの測定を行うのに使用されるこ
    とを特徴とする請求項３記載のシステム。 ５）個々のインピーダンス測定との比較のために前記の
    予め選定された基準としてインピーダンス測定の移動平
    均を発生するための手段をも含んでいることを特徴とす
    る請求項３記載のシステム。 ６）多分故障しているリード線の指示としてその後の解
    析のために測定偏差に相当する事象をカウントするため
    のカウンタ手段と、前記測定偏差に関係付けられる予め
    定められた条件のもとにカウンタ手段を進めるための手
    段をも含んでいることを特徴とする請求項５記載のシス
    テム。 ７）カウンタ手段を進めるための手段が予め定められた
    数の相続く前記測定偏差の生起時にのみカウンタ進め信
    号を確立するための手段を含んでいることを特徴とする
    請求項６記載のシステム。 ８）カウンタ進め信号を確立するための前記手段が３つ
    の相続く測定偏差の生起時にのみカウンタ進め信号を発
    生するための３ビットのシフトレジスタを含んでいるこ
    とを特徴とする請求項７記載のシステム。 ９）前記基準に対して相対的なインピーダンスの変化の
    方向を検出するため、かつインピーダンスの前記の検出
    さた方向の指示を与えるための手段をも含んでいること
    を特徴とする請求項５記載のシステム。 １０）リード線インピーダンス測定を行うための手段が
    検出された心臓信号からリード線インピーダンスを測定
    するための手段を含んでいることを特徴とする請求項１
    記載のシステム。 １１）リード線インピーダンス測定を行うための手段が
    検出された心臓信号波形の傾斜に相当する信号を発生す
    るための手段をも含んでいることを特徴とする請求項１
    ０記載のシステム。 １２）多分故障しているリード線の指示としてその後の
    解析のために測定偏差に相当する事象をカウントするた
    めのカウンタ手段と、前記測定偏差に関係付けられる予
    め定められた条件のもとにカウンタ手段を進めるための
    手段をも含んでいることを特徴とする請求項１１記載の
    システム。 １３）比較手段が、前記傾斜信号を選定された電圧基準
    と比較し、かつ傾斜信号が前記電圧基準を超過する時に
    のみカウンタ手段を進めるための手段を含んでいること
    を特徴とする請求項１１記載のシステム。 １４）インピーダンスの変化の方向を示すべく前記傾斜
    信号の極性を指示するための手段をも含んでいることを
    特徴とする請求項１３記載のシステム。 １５）リード線インピーダンス測定を行うための手段が
    、刺激パルスの印加の間にインピーダンスを測定するた
    めの手段と、検出された心臓信号からインピーダンスを
    測定するための手段とを含んでいることを特徴とする請
    求項１記載のシステム。 １６）比較手段が刺激パルスの間にペーシングリード線
    に供給されたエネルギーから導き出されたリード線イン
    ピーダンス測定をこのようなリード線インピーダンス測
    定の移動平均に相当する第１の基準と比較するための第
    １のコンパレータと、第１のコンパレータと検出された
    心臓信号から導き出された信号波形の傾斜を第２の予め
    定められた電圧基準と比較するための第１のコンパレー
    タとを含んでいることを特徴とする請求項１５記載のシ
    ステム。 １７）カウンタ手段が、刺激パルスの供給の間に行われ
    た測定から導き出された予め定められた数の相続く前記
    測定偏差の生起に相当するカウントを蓄積するための第
    １のカウンタと、予め定められた基準レベルを超過する
    検出された心臓信号の変化の速度の検出に相当するカウ
    ントを蓄積するための第２のカウンタとを含んでいるこ
    とを特徴とする請求項１６記載のシステム。 １８）植え込み可能な刺激装置の故障リード線を発見す
    る方法において、 装置の作動中にリード線インピーダンス測定を行う過程
    と、 前記インピーダンス測定を予め選定された基準と比較す
    る過程と、 予め定められた大きさだけ前記基準から偏差する測定偏
    差の生起を検出する過程と を含んでいることを特徴とする植え込み可能な刺激装置
    の故障リード線の発見法。 １９）故障しているリード線の指示としてその後の解析
    のために測定偏差の群のカウントを確立する過程をも含
    んでおり、群が前記測定偏差に関係付けられる予め定め
    られた条件のもとに定義されていることを特徴とする請
    求項１８記載の方法。 ２０）前記基準に対して相対的な前記測定偏差の極性を
    検出しかつインピーダンスの変化の方向の指示を与える
    過程をも含んでいることを特徴とする請求項１８記載の
    方法。 ２１）リード線インピーダンス測定を行う過程が刺激パ
    ルスの間にペースメーカーのペーシングリード線に供給
    されたエネルギーを測定することを含んでいることを特
    徴とする請求項１８記載の方法。 ２２）エネルギー測定過程が刺激パルスの供給の前後に
    刺激パルスの源をサンプリングすることを含んでいるこ
    とを特徴とする請求項２１記載の方法。 ２３）サンプリング過程からのサンプルが式Ｒ＝−Ｔ＿
    Ｐ／Ｃ１ｌｎ（１−ｄＶ／Ｖ＿Ｏ））ここで Ｒ：リード線インピーダンス Ｔ＿Ｐ：刺激パルス継続時間 Ｃ１：刺激パルスに対する蓄積キャパシタ源 Ｖ＿Ｏ：源電圧 ｄＶ：刺激パルスの供給の前後にとられた電圧サンプル
    の間の電圧差 に従ってインピーダンスの測定を行うのに使用されるこ
    とを特徴とする請求項２２記載の方法。 ２４）個々のインピーダンス測定との比較のために前記
    の予め選定された基準としてインピーダンス測定の移動
    平均を発生する過程をも含んでいることを特徴とする請
    求項２２記載の方法。 ２５）群が予め定められた数の相続く前記測定偏差とし
    て定義されていることを特徴とする請求項２４記載の方
    法。 ２６）前記群が相続く３つの測定偏差を含んでいること
    を特徴とする請求項２５記載の方法。 ２７）リード線インピーダンス測定を行う過程が検出さ
    れた心臓信号からリード線インピーダンスを測定するこ
    とを含んでいることを特徴とする請求項１８記載の方法
    。 ２８）リード線インピーダンス測定を行う過程が検出さ
    れた心臓信号波形の傾斜に相当する信号を発生すること
    をも含んでいることを特徴とする請求項２７記載の方法
    。 ２９）比較過程が、前記傾斜信号を選定された電圧基準
    と比較し、かつ傾斜信号が前記電圧基準を超過する時に
    のみ測定偏差をカウントすることを含んでいることを特
    徴とする請求項２８記載の方法。 ３０）リード線インピーダンス測定を行う過程が刺激パ
    ルスの印加中にインピーダンスを測定することと検出さ
    れた心臓信号からインピーダンスを測定することとの双
    方を含んでいることを特徴とする請求項１９記載の方法
    。 ３１）比較過程が、刺激パルスの間にリード線に供給さ
    れたエネルギーから導き出されたリード線インピーダン
    ス測定をこのようなリード線インピーダンス測定の移動
    平均に相当する第１の基準と比較することと、検出され
    た心臓信号から導き出された信号波形の傾斜を第２の予
    め定められた電圧基準と比較することとの双方を含んで
    いることを特徴とする請求項３０記載の方法。 ３２）インピーダンス測定偏差の指示を与えると同時に
    リード線インピーダンスの変化の方向の指示を与える過
    程をも含んでいることを特徴とする請求項３１記載の方
    法。 ３３）刺激パルスの供給の間に行われた測定から導き出
    された予め定められた数の相続く前記測定偏差の生起に
    相当する第１のカウンタのなかのカウントを蓄積するこ
    とと、予め定められた基準レベルを超過する検出された
    心臓信号の変化の速度の検出に相当する第１のカウンタ
    のなかのカウントを蓄積することとをも含んでいること
    を特徴とする請求項３１記載の方法。
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