JPH01314574A - 心臓ペースメーカー - Google Patents
心臓ペースメーカーInfo
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- JPH01314574A JPH01314574A JP1089603A JP8960389A JPH01314574A JP H01314574 A JPH01314574 A JP H01314574A JP 1089603 A JP1089603 A JP 1089603A JP 8960389 A JP8960389 A JP 8960389A JP H01314574 A JPH01314574 A JP H01314574A
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Links
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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
- A61N1/37—Monitoring; Protecting
- A61N1/3706—Pacemaker parameters
- A61N1/3708—Pacemaker parameters for power depletion
-
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- A61N1/37—Monitoring; Protecting
- A61N1/3702—Physiological parameters
- A61N1/3704—Circuits specially adapted therefor, e.g. for sensitivity control
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、全体として人工心臓ペースメーカーに関する
ものであり、更に詳しくいえば、心臓の活動を検出する
こと、その検出に関連して電圧基準を供給すること、お
よび電圧調整を行うことを含めた種々の機能のための切
換えられるコンデンサ増幅器回路を有する埋込み可能な
徐脈ペースメーカーに関するものである。
ものであり、更に詳しくいえば、心臓の活動を検出する
こと、その検出に関連して電圧基準を供給すること、お
よび電圧調整を行うことを含めた種々の機能のための切
換えられるコンデンサ増幅器回路を有する埋込み可能な
徐脈ペースメーカーに関するものである。
(従来の技術)
人の正常な心臓においては、洞房(S−A)結節が律動
的な電気的励振を生じさせる主な自然のペースメーカー
である。S−A結節において発生された心臓インパルス
が、心臓の右側および左側における心房へ伝えられる。
的な電気的励振を生じさせる主な自然のペースメーカー
である。S−A結節において発生された心臓インパルス
が、心臓の右側および左側における心房へ伝えられる。
それに応答して心房が収縮してそれらの心房から血液を
ポンプのようにそれぞれの心室へ送り込む。インパルス
は遅延を行う房室性(A −V)結節と、ヒズ(III
s )の束と、右および左のバンドル・ブランチ(bu
nd I ebranch )と、プルキニエ繊維とを
含む伝導系(conduction system )
を通じて心室へ送られる。
ポンプのようにそれぞれの心室へ送り込む。インパルス
は遅延を行う房室性(A −V)結節と、ヒズ(III
s )の束と、右および左のバンドル・ブランチ(bu
nd I ebranch )と、プルキニエ繊維とを
含む伝導系(conduction system )
を通じて心室へ送られる。
それに応答して心室は収縮して右心室が酸素で処理され
ていない(unoxygenatcd)血液を肺動脈を
通って肺へ送り、左心室が酸素で処理された(OXyg
enatca)血液を大動脈と、より細い動脈を通って
身体へ送る。
ていない(unoxygenatcd)血液を肺動脈を
通って肺へ送り、左心室が酸素で処理された(OXyg
enatca)血液を大動脈と、より細い動脈を通って
身体へ送る。
右心房は身体の左上部分(頭、首および胸)から静脈(
酸素で処理されていない(unoxygenated)
)血を上部大静脈、または上部大静脈(upper
great vein)を通して受け、身体の下部(腹
部および脚部)から下部大静脈(inl’erlo v
ena cava)、または下部大静脈(lower
great vein)を通じて受ける。肺により酸素
を供給された血液肺静脈を通って左心房へ運ばれる。
酸素で処理されていない(unoxygenated)
)血を上部大静脈、または上部大静脈(upper
great vein)を通して受け、身体の下部(腹
部および脚部)から下部大静脈(inl’erlo v
ena cava)、または下部大静脈(lower
great vein)を通じて受ける。肺により酸素
を供給された血液肺静脈を通って左心房へ運ばれる。
この動作は、心房および心室が収縮および送り出しと、
膨脂および充満を交互に繰返えす律動的な心臓サイクル
で繰返えされる。心臓の左側および右側の心房と心室の
間の静脈に沿う一方弁(それぞれ三尖弁および僧帽弁)
および右心室と左心室の出口における一方弁(肺動脈弁
および大動脈弁)とが、心臓および循環系を流れる血液
の逆流を阻止する。
膨脂および充満を交互に繰返えす律動的な心臓サイクル
で繰返えされる。心臓の左側および右側の心房と心室の
間の静脈に沿う一方弁(それぞれ三尖弁および僧帽弁)
および右心室と左心室の出口における一方弁(肺動脈弁
および大動脈弁)とが、心臓および循環系を流れる血液
の逆流を阻止する。
S−A結節は自然に律動し、その律動から生ずる心臓の
律動のことを洞調律と呼ぶ。老化および病気により自然
の拍動および伝達系(propagat i。
律動のことを洞調律と呼ぶ。老化および病気により自然
の拍動および伝達系(propagat i。
n 5yste11)の中断(disruption)
が起る。それは人工心臓拍動により一般的に処理される
。人工ペースメーカーは埋込まれて、必要に応じて律動
的な電気を心臓へ供給して、希望の速さで刺激を加える
。正常な洞レート(slnus rate)範囲より低
いレートで心臓の活動を検出し、そのレートをその範囲
内の選択された値へ戻すために徐脈ペースメーカーが構
成されている。それの最も簡単な形態においては、ペー
スメーカーは、内蔵されている電池パックから電力を供
給されるパルス発生器と、このパルス発生器へ接続され
る少くとも1個の刺激電極を含むリードとで構成される
。リードは典型的には、患者の心臓の右側における適切
な室内の励起可能な心筋組織へ電気的インパルスを供給
するために刺激電極を位置させるために静脈内挿入のた
めのカテーテル型のものである。通常は、パルス発生器
は患者の胸部の皮下パウチ(p。
が起る。それは人工心臓拍動により一般的に処理される
。人工ペースメーカーは埋込まれて、必要に応じて律動
的な電気を心臓へ供給して、希望の速さで刺激を加える
。正常な洞レート(slnus rate)範囲より低
いレートで心臓の活動を検出し、そのレートをその範囲
内の選択された値へ戻すために徐脈ペースメーカーが構
成されている。それの最も簡単な形態においては、ペー
スメーカーは、内蔵されている電池パックから電力を供
給されるパルス発生器と、このパルス発生器へ接続され
る少くとも1個の刺激電極を含むリードとで構成される
。リードは典型的には、患者の心臓の右側における適切
な室内の励起可能な心筋組織へ電気的インパルスを供給
するために刺激電極を位置させるために静脈内挿入のた
めのカテーテル型のものである。通常は、パルス発生器
は患者の胸部の皮下パウチ(p。
uch )内に埋込まれる。動作時には、刺激電極と、
基準電極と、身体組織と、流体とを含む電気回路を介し
て電気刺激が励起可能な心臓組織へ供給される。
基準電極と、身体組織と、流体とを含む電気回路を介し
て電気刺激が励起可能な心臓組織へ供給される。
典型的には、ペースメーカーは3種類の応答モード、す
なわち、非同期(一定レート)モード、楚止(指定され
た心臓活動が(j在しない時に刺激が発生される)モー
ド、またはトリが(指定された心臓活動に応じて刺激が
供給される)モードと、のうちの1つのモードで動作す
るように構成される。デマンド心室ペースメーカー(d
emand ventrjcular pacemak
er)は最も広く用いられている種類のペースメーカー
であって、患者の自然の心臓拍動数を検出し、その拍動
数が予め定められている拍動数以下になった時だけ刺激
を供給する。
なわち、非同期(一定レート)モード、楚止(指定され
た心臓活動が(j在しない時に刺激が発生される)モー
ド、またはトリが(指定された心臓活動に応じて刺激が
供給される)モードと、のうちの1つのモードで動作す
るように構成される。デマンド心室ペースメーカー(d
emand ventrjcular pacemak
er)は最も広く用いられている種類のペースメーカー
であって、患者の自然の心臓拍動数を検出し、その拍動
数が予め定められている拍動数以下になった時だけ刺激
を供給する。
ペースメーカーは、検出機能を持たずに拍動だけを行わ
せる簡単な一定拍動数装置から、検出機能を持ち、完全
自動の二室(dual chaIIber)拍動を行う
非常に複雑な埋込み型ペースメーカーまで多くの種類が
ある。後者のペースメーカーは、生理学的拍動へ向かう
進歩のうちの最新のもの、すなわち、自然拍動へできる
だけ向かう心臓機能を回復する人工拍動モードで動作す
るものである。
せる簡単な一定拍動数装置から、検出機能を持ち、完全
自動の二室(dual chaIIber)拍動を行う
非常に複雑な埋込み型ペースメーカーまで多くの種類が
ある。後者のペースメーカーは、生理学的拍動へ向かう
進歩のうちの最新のもの、すなわち、自然拍動へできる
だけ向かう心臓機能を回復する人工拍動モードで動作す
るものである。
「インブランクプル・カーブイアツク・ステイミュレー
タ・ウィズ・オートマチック・ゲイン・コントロールψ
アンド・バンドパス番フィルタリング・イン・フィード
バック・ループ(ImplantablcCardla
c 5tiaulator with Auto
matic Ga1n Control and
Bandpass Filtering In Fee
dback Loop)Jという名称の、ベーカー(1
3aker )他により出願され、本願出願人へ譲渡さ
れた未決の米国特許出願第 号には、検出された心
臓活動を表す電気信号が自動利得制御および帯域ろ波さ
れる。その結果として得られた信号が処理されてから、
内部ターゲットレベルおよび外部ターゲットレベルまた
は基準レベルと比較されて心臓活動の性質を判定し、最
終的にその活動の異常を修正する。前記ベーカー他によ
る米国特許出願明細書に記載されている装置は、心臓の
室(chamber )の組織全体が統合された収縮を
行うのではなくて、個々の組織部分がばらばらに収縮す
る現象である。細動に一般的に関連する種類の迅速に変
化する信号のトラッキングに主として関するものである
。その装置は信号にロックされ、心臓を正常な心臓活動
へ戻すために適当な治療を行う向きに信号に追従するた
めに必要に応じて信号利得を変化する。ろ波されて、増
幅された信号は内部ターゲットレベルおよび外部ターゲ
ットレベルと比較され、ターゲットの交差に従って利得
が変えられる。
タ・ウィズ・オートマチック・ゲイン・コントロールψ
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バック・ループ(ImplantablcCardla
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matic Ga1n Control and
Bandpass Filtering In Fee
dback Loop)Jという名称の、ベーカー(1
3aker )他により出願され、本願出願人へ譲渡さ
れた未決の米国特許出願第 号には、検出された心
臓活動を表す電気信号が自動利得制御および帯域ろ波さ
れる。その結果として得られた信号が処理されてから、
内部ターゲットレベルおよび外部ターゲットレベルまた
は基準レベルと比較されて心臓活動の性質を判定し、最
終的にその活動の異常を修正する。前記ベーカー他によ
る米国特許出願明細書に記載されている装置は、心臓の
室(chamber )の組織全体が統合された収縮を
行うのではなくて、個々の組織部分がばらばらに収縮す
る現象である。細動に一般的に関連する種類の迅速に変
化する信号のトラッキングに主として関するものである
。その装置は信号にロックされ、心臓を正常な心臓活動
へ戻すために適当な治療を行う向きに信号に追従するた
めに必要に応じて信号利得を変化する。ろ波されて、増
幅された信号は内部ターゲットレベルおよび外部ターゲ
ットレベルと比較され、ターゲットの交差に従って利得
が変えられる。
(発明が解決しようとする課題)
本発明の主な[1的は、異常な心臓活動を検出し、それ
に従って心臓に与える切換えられるコンデンサ増幅器お
よび比較器装置を利用する徐脈ペースメーカーを得るこ
とである。
に従って心臓に与える切換えられるコンデンサ増幅器お
よび比較器装置を利用する徐脈ペースメーカーを得るこ
とである。
本発明の別の目的は、切換えられるコンデンサ増幅器を
用いて、心臓信号のレベルと比較するためのターゲット
として非常に安定な電圧基準レベルを得ることである。
用いて、心臓信号のレベルと比較するためのターゲット
として非常に安定な電圧基準レベルを得ることである。
本発明の更に別の目的は、切換えられるコンデンサ増幅
器を用いてペースメーカー用の電源電圧を安定に調節す
ることである。
器を用いてペースメーカー用の電源電圧を安定に調節す
ることである。
(課題を解決するための手段)
本発明によれば、引出された電位を検出するために、従
来のペースメーカー検出増幅器とは異なる検出増幅器が
用いられる。とくに、検出増幅器は、増幅器の通過帯域
周波数と利得を選択的に調節できるようにする切換えら
れるコンデンサ増幅器と、デュアル比較器コンデンサ増
幅器装置とを有する。そのデュアル比較器コンデンサ増
幅器装置においては、心臓の活動を表す利得および周波
数が選択された検出された信号と比較するたびに2つの
ターゲット基準レベルを供給するために各比較器が多重
化される。選択されたターゲットレベルをこえる入力信
号レベルの結果として、比較器が引外されたとすると、
ペースメーカーパルス発生器がパルスを発生することを
指令される。ターゲットレベルが入力信号レベルをこえ
た場合には、パルス発生器の動作が禁止される。
来のペースメーカー検出増幅器とは異なる検出増幅器が
用いられる。とくに、検出増幅器は、増幅器の通過帯域
周波数と利得を選択的に調節できるようにする切換えら
れるコンデンサ増幅器と、デュアル比較器コンデンサ増
幅器装置とを有する。そのデュアル比較器コンデンサ増
幅器装置においては、心臓の活動を表す利得および周波
数が選択された検出された信号と比較するたびに2つの
ターゲット基準レベルを供給するために各比較器が多重
化される。選択されたターゲットレベルをこえる入力信
号レベルの結果として、比較器が引外されたとすると、
ペースメーカーパルス発生器がパルスを発生することを
指令される。ターゲットレベルが入力信号レベルをこえ
た場合には、パルス発生器の動作が禁止される。
比較器のターゲットレベルを取出す電圧基準が本発明に
従って切換えられるコンデンサ増幅器も利用する。検出
器は温度に対する感度が増幅と、その後の標本化および
保持動作において打消されるように、逆向きに温度に関
係する人力レベルを検出および増幅するようにして増幅
器は切換えられる。その結果として得られた電圧基準レ
ベルが、電源電圧および他の回路部品とは独立の基準電
流へ変換されて出力電圧基準を一層安定させる。
従って切換えられるコンデンサ増幅器も利用する。検出
器は温度に対する感度が増幅と、その後の標本化および
保持動作において打消されるように、逆向きに温度に関
係する人力レベルを検出および増幅するようにして増幅
器は切換えられる。その結果として得られた電圧基準レ
ベルが、電源電圧および他の回路部品とは独立の基準電
流へ変換されて出力電圧基準を一層安定させる。
本発明の別の面によれば、ペースメーカーの出力拍動コ
ンデンサが充電されるレベルをペースメーカーの電池の
電圧が白−効電圧以下に低下した時に選択されたレベル
を選択的に比較し、それによりその充電レベルを制御す
るために多重化された多重ターゲット単一比較器も用い
る電圧4i器が設けられる。
ンデンサが充電されるレベルをペースメーカーの電池の
電圧が白−効電圧以下に低下した時に選択されたレベル
を選択的に比較し、それによりその充電レベルを制御す
るために多重化された多重ターゲット単一比較器も用い
る電圧4i器が設けられる。
(実 施 例)
以下、図面を参照して本発明の詳細な説明する。
まず第1図を参照して、心臓ペースメーカー10が出力
回路14と、マイクロプロセッサ制御器17と、検出増
幅器20とを有する。たとえば双極性動作では、一対の
電極をリード組立体24を介して出力回路14と検出増
幅器20へ結合して、心臓に拍動を行わせる機能と検出
機能を行わせる。出力回路14は、リード組立体24の
刺激陰極電極と、身体組織の戻り経路と、流体と、通常
の陽極電極とを通じて患者の心臓へ(固定パルス繰返え
し串型、禁止型またはトリが型のようなペースメーカー
の性質に応じて)選択的に供給される刺激パルスを発生
する通常の任意の種類のものとすることができる。出力
回路14は、マイクロプロセッサ17により制御される
ように従来通りに構成することもできる。たとえば、各
刺激パルスの振幅および幅と、ペースメーカーの電池ま
たは多数の電池出力から直接希望のエネルギーレベルま
で出力回路の出力コンデンサが充電された後で行われる
そのコンデンサの放電のタイミングとを制御するために
マイクロプロセッサを使用できる。
回路14と、マイクロプロセッサ制御器17と、検出増
幅器20とを有する。たとえば双極性動作では、一対の
電極をリード組立体24を介して出力回路14と検出増
幅器20へ結合して、心臓に拍動を行わせる機能と検出
機能を行わせる。出力回路14は、リード組立体24の
刺激陰極電極と、身体組織の戻り経路と、流体と、通常
の陽極電極とを通じて患者の心臓へ(固定パルス繰返え
し串型、禁止型またはトリが型のようなペースメーカー
の性質に応じて)選択的に供給される刺激パルスを発生
する通常の任意の種類のものとすることができる。出力
回路14は、マイクロプロセッサ17により制御される
ように従来通りに構成することもできる。たとえば、各
刺激パルスの振幅および幅と、ペースメーカーの電池ま
たは多数の電池出力から直接希望のエネルギーレベルま
で出力回路の出力コンデンサが充電された後で行われる
そのコンデンサの放電のタイミングとを制御するために
マイクロプロセッサを使用できる。
本発明に従って、いくつかの段を含む検出増幅′Si2
0が、切換えられるコンデンサ増幅器により自動利得制
御および電圧比較を行う。本発明の自動利得制御は、過
渡応答特性の良い小電流、低電圧の切換えられるコンデ
ンサ増幅器を用いて行われる。第2図を参照して、増幅
器A1は、ペースメーカーが埋込まれている患者の心臓
の活動を表す(5号を増幅および濾波する通常の入力段
である。
0が、切換えられるコンデンサ増幅器により自動利得制
御および電圧比較を行う。本発明の自動利得制御は、過
渡応答特性の良い小電流、低電圧の切換えられるコンデ
ンサ増幅器を用いて行われる。第2図を参照して、増幅
器A1は、ペースメーカーが埋込まれている患者の心臓
の活動を表す(5号を増幅および濾波する通常の入力段
である。
48号が、埋込まれて、拍動リード32の検出電極へ電
気的に接続されているパルス発生器部30のチップおよ
びリング入力端子30において得られる。拍動中にブラ
ンキングスイッチが入力を切離す。増幅器段A1の出力
信号が、切換えられるコンデンサ高域増幅器35と、重
なり合わないクロック相により駆動される複数のスイッ
チとを有する可変利得段A2へ加えられる。コンデンサ
Cpが増幅器の帰還ループに接続される。スイッチが組
合わされている別のコンデンサが抵抗の等価回路である
。
気的に接続されているパルス発生器部30のチップおよ
びリング入力端子30において得られる。拍動中にブラ
ンキングスイッチが入力を切離す。増幅器段A1の出力
信号が、切換えられるコンデンサ高域増幅器35と、重
なり合わないクロック相により駆動される複数のスイッ
チとを有する可変利得段A2へ加えられる。コンデンサ
Cpが増幅器の帰還ループに接続される。スイッチが組
合わされている別のコンデンサが抵抗の等価回路である
。
並列コンデンサのアレイ40に含まれているコンデンサ
を選択的に並列接続するために、そのアレイに組aわさ
れているスイッチをマイクロプロセッサがプログラムす
る。実効容量がCT (Ctotac)であるように、
アレイ40に含まれるコンデンサの容量が、コンデンサ
41の容量が01コンデンサ42の容量が20.コンデ
ンサ43の容量が4C等というように、各コンデンサの
容量比が2進重みづけされる。この段の平らな帯域利得
はCtotae/ CP(CT/CF)に等しい。これ
は利得制御を行う。
を選択的に並列接続するために、そのアレイに組aわさ
れているスイッチをマイクロプロセッサがプログラムす
る。実効容量がCT (Ctotac)であるように、
アレイ40に含まれるコンデンサの容量が、コンデンサ
41の容量が01コンデンサ42の容量が20.コンデ
ンサ43の容量が4C等というように、各コンデンサの
容量比が2進重みづけされる。この段の平らな帯域利得
はCtotae/ CP(CT/CF)に等しい。これ
は利得制御を行う。
この効果は、希望の容量値を、およびそれにより(り得
を供給するために、マイクロプロセッサにより書込むこ
とができる可変利得段である。段A2の出力信号は心臓
信号の更に濾波および増幅されたものである。希望によ
っては、更に利得を供給するために次の増幅器段A3を
使用できる。
を供給するために、マイクロプロセッサにより書込むこ
とができる可変利得段である。段A2の出力信号は心臓
信号の更に濾波および増幅されたものである。希望によ
っては、更に利得を供給するために次の増幅器段A3を
使用できる。
増幅器35の帰還路中に選択的に接続されるようになっ
ている単位コンデンサCuの容量は、可変利得段A2の
利得対周波数特性(第3図)の決定を支援する。とくに
、C7とCPの比および単位コンデンサと、スイッチを
セットするために用いられるクロックとが利得−周波数
特性カーブの隅50を決定する。増幅段A2は直流を阻
止し、選択された周波数においてその増幅段は信号を増
幅する。増幅器の平らな帯域(F B)の高い周波数に
おけるf≦号利得APBはCT/CPと比較的一定であ
る。。
ている単位コンデンサCuの容量は、可変利得段A2の
利得対周波数特性(第3図)の決定を支援する。とくに
、C7とCPの比および単位コンデンサと、スイッチを
セットするために用いられるクロックとが利得−周波数
特性カーブの隅50を決定する。増幅段A2は直流を阻
止し、選択された周波数においてその増幅段は信号を増
幅する。増幅器の平らな帯域(F B)の高い周波数に
おけるf≦号利得APBはCT/CPと比較的一定であ
る。。
再び第2図を参照して、増幅段A2(または、用いるな
らばA3)の出力信号が比較器段55へ送られる。その
比較器段は入来信号の振幅を調べ、それを換算された電
圧信号と比較する。可変利得段A2からの入来信号の振
幅が電圧基準のレベルより大きいとすると、比較器は論
理出力を発生する。このことは、信号の振幅が十分に大
きくて、それが検出され、動作の論理の残りを行うこと
を知らせる。
らばA3)の出力信号が比較器段55へ送られる。その
比較器段は入来信号の振幅を調べ、それを換算された電
圧信号と比較する。可変利得段A2からの入来信号の振
幅が電圧基準のレベルより大きいとすると、比較器は論
理出力を発生する。このことは、信号の振幅が十分に大
きくて、それが検出され、動作の論理の残りを行うこと
を知らせる。
本発明の装置は、前記ベーカー他による未決の米国特許
出願に開示されている心臓刺激器のAGC/帯域通過お
よび比較器装置とは、利得変化が行われ、比較器が順次
動作させられ、入来信号と比較するためのターゲットが
形成される点で異なる。本発明においては、切換えられ
るコンデンサを用いることにより時分割を行うことがで
きる。
出願に開示されている心臓刺激器のAGC/帯域通過お
よび比較器装置とは、利得変化が行われ、比較器が順次
動作させられ、入来信号と比較するためのターゲットが
形成される点で異なる。本発明においては、切換えられ
るコンデンサを用いることにより時分割を行うことがで
きる。
とくに、マルチターゲットデュアル比較器段55におい
ては、2つの比較1511.59が多重化されて4つの
ターゲットまたは電圧基準レベルを生ずる。
ては、2つの比較1511.59が多重化されて4つの
ターゲットまたは電圧基準レベルを生ずる。
各ターゲットは2つのターゲットを生ずる。比較器59
は、それがアナログアースレベルより低いレベルの信号
電圧およびターゲットの設定および測定を行うのに、比
較器58がアナログアースレベルより高いレベルの信号
電圧とターゲットを設定および測定することを除き、比
較器58と同じである。
は、それがアナログアースレベルより低いレベルの信号
電圧およびターゲットの設定および測定を行うのに、比
較器58がアナログアースレベルより高いレベルの信号
電圧とターゲットを設定および測定することを除き、比
較器58と同じである。
次に第4図に示すタイミング図も参照して、基本比較器
58は、自動界(AZ)相と測定(M)相より成る2つ
の相で動作する。各比較器に組合わされているスイッチ
の動作用が記号AZとMにより示されている。1つの動
作槽においては、増幅器は自動的に零にされて比較器5
8のコンデンサC1と02を充電する。コンデンサC2
はVDDへ接続され、コンデンサC1は比較器段の入力
端子へ接続される。次に、次の動作を目である測定相の
直前に、一方のコンデンサがアナログアース電位に充電
され、他方のコンデンサがアナログアース電位より高い
入力電圧に充電されるようにして、それらのコンデンサ
は充電される。また、それらのコンデンサにはオフセッ
ト電圧も格納される。測定相においては、コンデンサは
アナログアース点(VAG)へ切換えられ、コンデンサ
C2はV REPへ切換えられるから、アナログアース
点に対して、比較器へ加えられる入力信号電圧がアナロ
グアース電位より十分に高い(または低い)と、その入
力信号電圧は比較器の動作を停止させる。比較器段55
は、比CI/(C1+C2)により換算された、アナロ
グアース電位を中心とする信号レベルを調べる。
58は、自動界(AZ)相と測定(M)相より成る2つ
の相で動作する。各比較器に組合わされているスイッチ
の動作用が記号AZとMにより示されている。1つの動
作槽においては、増幅器は自動的に零にされて比較器5
8のコンデンサC1と02を充電する。コンデンサC2
はVDDへ接続され、コンデンサC1は比較器段の入力
端子へ接続される。次に、次の動作を目である測定相の
直前に、一方のコンデンサがアナログアース電位に充電
され、他方のコンデンサがアナログアース電位より高い
入力電圧に充電されるようにして、それらのコンデンサ
は充電される。また、それらのコンデンサにはオフセッ
ト電圧も格納される。測定相においては、コンデンサは
アナログアース点(VAG)へ切換えられ、コンデンサ
C2はV REPへ切換えられるから、アナログアース
点に対して、比較器へ加えられる入力信号電圧がアナロ
グアース電位より十分に高い(または低い)と、その入
力信号電圧は比較器の動作を停止させる。比較器段55
は、比CI/(C1+C2)により換算された、アナロ
グアース電位を中心とする信号レベルを調べる。
各自動零相においては、コンデンサC1は電圧VI、、
まで充電され、コンデンサC2は電圧VDDまで充電さ
れるとともに、オフセット電圧を格納する。以後の相に
おいては、コンデンサC2は電圧VHpへ切換えられ、
コンデンサC1はii圧vAcへ切換えられる。コンデ
ンサC1の電圧が変化しないとすると、比較器により見
られる電圧は比C1/(C1+C2)に等しい量だけ低
下する。コンデンサC2の電圧が変化しないとすると、
比較器が見る信号レベルは上昇する。要するに、比較器
は電圧Viaを電圧VDDに対して読取り、電圧VRE
Fを電圧VAGに対して読取り、それら2つの読取り値
の差を求める。零点を作成し、全ての電圧オフセットを
格納するために比較器が利用される。
まで充電され、コンデンサC2は電圧VDDまで充電さ
れるとともに、オフセット電圧を格納する。以後の相に
おいては、コンデンサC2は電圧VHpへ切換えられ、
コンデンサC1はii圧vAcへ切換えられる。コンデ
ンサC1の電圧が変化しないとすると、比較器により見
られる電圧は比C1/(C1+C2)に等しい量だけ低
下する。コンデンサC2の電圧が変化しないとすると、
比較器が見る信号レベルは上昇する。要するに、比較器
は電圧Viaを電圧VDDに対して読取り、電圧VRE
Fを電圧VAGに対して読取り、それら2つの読取り値
の差を求める。零点を作成し、全ての電圧オフセットを
格納するために比較器が利用される。
電圧V REPからVOOへの移行は常に同じであり、
コンデンサの比(ここではCI/C2)を基にして、し
きい値を構成するターゲット(この例では内側ターゲッ
トすなわち下側ターゲット)をセットする。測定相にお
いて電圧V ln h’ V A Gまで変化させられ
ると、測定されている回路点における電圧がその電圧移
行へ等しくなるように戻ったとすると、比較器は動作を
停止させられる。
コンデンサの比(ここではCI/C2)を基にして、し
きい値を構成するターゲット(この例では内側ターゲッ
トすなわち下側ターゲット)をセットする。測定相にお
いて電圧V ln h’ V A Gまで変化させられ
ると、測定されている回路点における電圧がその電圧移
行へ等しくなるように戻ったとすると、比較器は動作を
停止させられる。
上側(または外側)ターゲットが設定され、コンデンサ
C2の代りにコンデンサC3を用いて同様のやり方で、
入力端子(信号レベル)がその上側ターゲットと比較さ
れる。自動零相中にコンデンサC3がタイミング図に示
すようにスイッチ選択によりVOOへ接続され、それと
同時にコンデンサC1は比較器段入力回路点へ接続され
る。それから、以後のnノ定段階においては、コンデン
サC1はアナログアース電位へ切換えられ、コンデンサ
C3は電圧2J、準へ切換えられる。したがって、上側
ターゲットは比CI/C3に従って設定される。種々の
電圧と、信号レベルと、比較器段55におけるターゲッ
トレベルとの関係が第5図に示されている。
C2の代りにコンデンサC3を用いて同様のやり方で、
入力端子(信号レベル)がその上側ターゲットと比較さ
れる。自動零相中にコンデンサC3がタイミング図に示
すようにスイッチ選択によりVOOへ接続され、それと
同時にコンデンサC1は比較器段入力回路点へ接続され
る。それから、以後のnノ定段階においては、コンデン
サC1はアナログアース電位へ切換えられ、コンデンサ
C3は電圧2J、準へ切換えられる。したがって、上側
ターゲットは比CI/C3に従って設定される。種々の
電圧と、信号レベルと、比較器段55におけるターゲッ
トレベルとの関係が第5図に示されている。
次に第4図のタイミング図を参照する。この図には自動
界(AZ)相と4P1定(M)相との2つのクロック相
が示されている。選択(SEL)クロックか)目を選択
して多重化を行う。M相は、第4図に矢印で示されてい
るように、71P1定サイクル上に示されている点に保
持すべき値を実際にストローブして、サイクル中の特定
の点においてどのターゲット(上側または下側)をしき
い値レベルとして用いるかを選択する。
界(AZ)相と4P1定(M)相との2つのクロック相
が示されている。選択(SEL)クロックか)目を選択
して多重化を行う。M相は、第4図に矢印で示されてい
るように、71P1定サイクル上に示されている点に保
持すべき値を実際にストローブして、サイクル中の特定
の点においてどのターゲット(上側または下側)をしき
い値レベルとして用いるかを選択する。
1つの自動界/fJ+定サイクルにおいては、SELお
よびM、CM上側)クロックにより発生されるスイッチ
ングの結果として、コンデンサC3が入れられる。次の
自動界/瀾定サイクルにおいては、SELおよびML
(M下側)クロックにより生じさせられるスイッチング
の結果としてコンデンサC3が外され、コンデンサC2
が入れられる。
よびM、CM上側)クロックにより発生されるスイッチ
ングの結果として、コンデンサC3が入れられる。次の
自動界/瀾定サイクルにおいては、SELおよびML
(M下側)クロックにより生じさせられるスイッチング
の結果としてコンデンサC3が外され、コンデンサC2
が入れられる。
第4図にMで示されているクロックは、M上側クロック
およびM下側クロックの単なる複合である。
およびM下側クロックの単なる複合である。
その効果として、上側ターゲットと下側ターゲットが交
番し、上側ターゲットは1つの自動零/ Apl定サイ
すル中に保持され、下側ターゲットが次のサイクル中に
保持される。したがって1つの比較器が多重化されて2
種類のターゲットを供給する。
番し、上側ターゲットは1つの自動零/ Apl定サイ
すル中に保持され、下側ターゲットが次のサイクル中に
保持される。したがって1つの比較器が多重化されて2
種類のターゲットを供給する。
人力信号の大きさに応じてターゲットは引外され、また
は引外されない。比較器58は入力信号と、アナログア
ース電位より高い内側ターゲットおよび外側ターゲット
との相対的な大きさを決定し、第5図に示すように、比
較器59は入力信号と、アナログアース電位より低いタ
ーゲットとに対して同じ操作を行う。2つの比較器の動
作は重なり合わない、すなわち、2つの比較器が同時に
高くなったり、低くなったりすることは決してない。1
つのサイクルにおいては、増幅器が自動零にされるよう
にクロック信号がスイッチへ加えられる。
は引外されない。比較器58は入力信号と、アナログア
ース電位より高い内側ターゲットおよび外側ターゲット
との相対的な大きさを決定し、第5図に示すように、比
較器59は入力信号と、アナログアース電位より低いタ
ーゲットとに対して同じ操作を行う。2つの比較器の動
作は重なり合わない、すなわち、2つの比較器が同時に
高くなったり、低くなったりすることは決してない。1
つのサイクルにおいては、増幅器が自動零にされるよう
にクロック信号がスイッチへ加えられる。
それから、コンデンサに充電されている電圧が測定され
、基準電圧に対する充電電圧の大きさに応じてターゲッ
トは引外され、または引外されない。
、基準電圧に対する充電電圧の大きさに応じてターゲッ
トは引外され、または引外されない。
次のサイクルでは、増幅器は自動零にされ、充電されて
いる電圧対電圧基準の1l11定が行われ、スイッチは
開かれたままにされる。
いる電圧対電圧基準の1l11定が行われ、スイッチは
開かれたままにされる。
そうすると、1つおきのサイクルでコンデンサC3が回
路に接続される。コンデンサC3が接続されているサイ
クルでは、別のターゲットが供給される。コンデンサC
1に対して同じ比が提供されるが、1つの相ではコンデ
ンサC3が回路に接続され、次の相ではコンデンサC3
は回路から切離される。その結果として2つの異なるタ
ーゲットが供給されるが、それら2つのターゲットが同
時に供給されることはない。この動作は1つのコンデン
サの自動零、311定、それから第2のコンデンサの自
動零、測定、の順序で行われる。長期間を見越して、実
効的に2つのターゲットがある。
路に接続される。コンデンサC3が接続されているサイ
クルでは、別のターゲットが供給される。コンデンサC
1に対して同じ比が提供されるが、1つの相ではコンデ
ンサC3が回路に接続され、次の相ではコンデンサC3
は回路から切離される。その結果として2つの異なるタ
ーゲットが供給されるが、それら2つのターゲットが同
時に供給されることはない。この動作は1つのコンデン
サの自動零、311定、それから第2のコンデンサの自
動零、測定、の順序で行われる。長期間を見越して、実
効的に2つのターゲットがある。
実際には、2つのターゲットを供給するために同じ増幅
器が多重化される。この多重化はコンデンサC3および
関連するスイッチを付加することにより行われる。
器が多重化される。この多重化はコンデンサC3および
関連するスイッチを付加することにより行われる。
論理回路63は、各測定サイクルが終った時に情報を保
持するラッチを含む。比較的簡単なオアゲート回路で十
分である。クロックのM上側用とM上側用(第4図)の
適用を基にした保持が、それぞれのオアゲートからの出
力に一致する。増幅器が自動零にされてどのようなオフ
セット7株圧も除去し、コンデンサが充電され、増幅器
は安定にされ、情報が固定される。その時には、比較器
への入力端子がターゲットを引外すのに十分な大きさで
あったかどうかに応じて、この比較器は高状態または低
状態である。その時点において、答は保持され、論理回
路へ供給される。2つの比較器の多重化の結果として、
4つのターゲットが供給される。出力ビットがV、(上
側)およびVL(下側)として示され、上側ターゲット
または下側ターゲットのいずれが引外れたか(すなわち
、二重比較器段に入力された信号の大きさをこえたこと
)を示し、もしそうであればとくにどのターゲットであ
るかを示す。本発明の詳細な説明している好適な実施例
においては、2つのターゲットは2対1の割合にされる
。もっとも、その割合は重要ではなく、希望によっては
異なる割合を使用できる。
持するラッチを含む。比較的簡単なオアゲート回路で十
分である。クロックのM上側用とM上側用(第4図)の
適用を基にした保持が、それぞれのオアゲートからの出
力に一致する。増幅器が自動零にされてどのようなオフ
セット7株圧も除去し、コンデンサが充電され、増幅器
は安定にされ、情報が固定される。その時には、比較器
への入力端子がターゲットを引外すのに十分な大きさで
あったかどうかに応じて、この比較器は高状態または低
状態である。その時点において、答は保持され、論理回
路へ供給される。2つの比較器の多重化の結果として、
4つのターゲットが供給される。出力ビットがV、(上
側)およびVL(下側)として示され、上側ターゲット
または下側ターゲットのいずれが引外れたか(すなわち
、二重比較器段に入力された信号の大きさをこえたこと
)を示し、もしそうであればとくにどのターゲットであ
るかを示す。本発明の詳細な説明している好適な実施例
においては、2つのターゲットは2対1の割合にされる
。もっとも、その割合は重要ではなく、希望によっては
異なる割合を使用できる。
次に第6図を参照する。各種のターゲットを取出すため
に用いられる電圧基弗を供給するために採用される回路
は3つの主な部品を有する。第1の部品801は、自動
零相および測定相を持つ切換えられるコンデンサ増幅器
とともに用いられるダイオードアレイである。少くとも
第−義的には温度とは独立している電圧基準を構成する
信号を形成するために、ダイオード電圧の違いが増幅器
とともに利用される。第2の主な部品は最終結果を保持
するサンプル・ホールド回路85である。このサンプル
・ホールド回路は自動零相を無現し、標本を供給し、最
終の答を保持し、かつ外部の使用をバッファする。増幅
器88の出力回路において電圧基準信号を利用できる。
に用いられる電圧基弗を供給するために採用される回路
は3つの主な部品を有する。第1の部品801は、自動
零相および測定相を持つ切換えられるコンデンサ増幅器
とともに用いられるダイオードアレイである。少くとも
第−義的には温度とは独立している電圧基準を構成する
信号を形成するために、ダイオード電圧の違いが増幅器
とともに利用される。第2の主な部品は最終結果を保持
するサンプル・ホールド回路85である。このサンプル
・ホールド回路は自動零相を無現し、標本を供給し、最
終の答を保持し、かつ外部の使用をバッファする。増幅
器88の出力回路において電圧基準信号を利用できる。
最後の答が可能な範囲まで他の回路部品に感じないよう
にするために、電圧基準から電流が形成されて、ダイオ
ードを駆動するために、電源とは独立の電流基準を形成
すする。
にするために、電圧基準から電流が形成されて、ダイオ
ードを駆動するために、電源とは独立の電流基準を形成
すする。
切換えられるコンデンサ増幅器は初めは自動零モードに
ある。それによりコンデンサC5が、スイッチ94の作
動により、増幅器の入力端子の間に接続されて、オフセ
ット電圧を充電することにより、増幅器の利得を1にす
る。全部で10個のダイオードD1が並列に結合され、
スイッチ9がオンにされた時に導通状態にされて全ての
ダイオードを電流が流れることができるようにする。各
ダイオードD1のエミッタの面積はみな同じである。
ある。それによりコンデンサC5が、スイッチ94の作
動により、増幅器の入力端子の間に接続されて、オフセ
ット電圧を充電することにより、増幅器の利得を1にす
る。全部で10個のダイオードD1が並列に結合され、
スイッチ9がオンにされた時に導通状態にされて全ての
ダイオードを電流が流れることができるようにする。各
ダイオードD1のエミッタの面積はみな同じである。
任意のダイオードにおいて、それの端子間電圧はそれを
流れる電流の関数である。たとえば、与えられた電流レ
ベルにおいては直流電圧降下値は約0.5ボルトのこと
がある。しかし、2個のダイオードのエミッタ面積が同
じで、同じ一定の電流がそれらのダイオードを流れると
すると、先の例における全電圧は18ミリボルトだけ低
くなる。これはエミッタの面積およびそれを流れる電流
の関数であり、すなわち装置の面積の関数である。した
がって、電圧はダイオードを流れる電流および装置の面
積の関数である。
流れる電流の関数である。たとえば、与えられた電流レ
ベルにおいては直流電圧降下値は約0.5ボルトのこと
がある。しかし、2個のダイオードのエミッタ面積が同
じで、同じ一定の電流がそれらのダイオードを流れると
すると、先の例における全電圧は18ミリボルトだけ低
くなる。これはエミッタの面積およびそれを流れる電流
の関数であり、すなわち装置の面積の関数である。した
がって、電圧はダイオードを流れる電流および装置の面
積の関数である。
比をとる目的のために10例のダイオードは全く同じで
ある。そのダイオードより10倍大きい1個のダイオー
ドを製造する代りに、ダイオードD2に対して割合を定
められた10個の同一のダイオードD1を用いることに
より、−層良い割合を定めることができる。自動零相の
最中は、ダイオードD1とD2を流れる電流により発生
される電圧は約VBE (ベース・エミッタ間)である
。その電圧はたとえば約0.5ボルトとすることができ
る。
ある。そのダイオードより10倍大きい1個のダイオー
ドを製造する代りに、ダイオードD2に対して割合を定
められた10個の同一のダイオードD1を用いることに
より、−層良い割合を定めることができる。自動零相の
最中は、ダイオードD1とD2を流れる電流により発生
される電圧は約VBE (ベース・エミッタ間)である
。その電圧はたとえば約0.5ボルトとすることができ
る。
それらのダイオードは、好ましいCPvloSで製造さ
れた装置に対しては、適切に接続されたトランジスタで
あることに注目すべきである。しかし、この点において
は、増幅器99も自動零相であって、スイッチ94と9
8が閉じられ、コンデンサC5と06がオフセット電圧
まで充電される。したがって、増幅器99はVBEを入
力電圧としては見ない。
れた装置に対しては、適切に接続されたトランジスタで
あることに注目すべきである。しかし、この点において
は、増幅器99も自動零相であって、スイッチ94と9
8が閉じられ、コンデンサC5と06がオフセット電圧
まで充電される。したがって、増幅器99はVBEを入
力電圧としては見ない。
次の…すなわちAn)電相の間は、自動零スィッチが開
かれ、スイッチ101が閉じられてコンデンサC5を増
幅器の帰還回路中へ戻し、オフセット電圧に充電させる
。そうすると増幅器99はそれの入力端子に現われる信
号を再び増幅できることになる。その増幅はそれらのコ
ンデンサの比C6/C5に従って行われる。増幅器99
への段階的に増大する入力電圧はいまはデルタVBEで
ある。その理由は、ダイオードが電流路から除去され、
どのような電流もダイオードD2を流れるからである。
かれ、スイッチ101が閉じられてコンデンサC5を増
幅器の帰還回路中へ戻し、オフセット電圧に充電させる
。そうすると増幅器99はそれの入力端子に現われる信
号を再び増幅できることになる。その増幅はそれらのコ
ンデンサの比C6/C5に従って行われる。増幅器99
への段階的に増大する入力電圧はいまはデルタVBEで
ある。その理由は、ダイオードが電流路から除去され、
どのような電流もダイオードD2を流れるからである。
したがって、ダイオードD1の電流路を大きい電流が流
れた時に増幅器への入力電圧が0.5ボルトであるとす
ると、いまは電圧はそれ(デルタVBE)よりかなり低
く、増幅される。したがって、最後の電圧はvBE+[
(C6/C3)XデルタVBE]である。それは、測定
相が終ってスイッチ104が閉じられた時にサンプル・
ホールド回路により格納される答である。
れた時に増幅器への入力電圧が0.5ボルトであるとす
ると、いまは電圧はそれ(デルタVBE)よりかなり低
く、増幅される。したがって、最後の電圧はvBE+[
(C6/C3)XデルタVBE]である。それは、測定
相が終ってスイッチ104が閉じられた時にサンプル・
ホールド回路により格納される答である。
全てのダイオードD1とD2を流れる電流で得られる電
圧VBEは温度とともに低下するが、電流をダイオード
D1とD2の比で得たデルタVBEは温度とともに上昇
する。後者の電圧の上昇は、与えられた任意の温度上昇
に対して、前者の電圧の低下より小さいから、はぼ零温
度係数の電圧を生じさせるためには、差温度係数を増幅
する必要がある。電圧基準回路のここで示している実施
例においては、その電圧はシリコンの禁止帯の幅であり
、この回路は電圧基準を提供するためのほぼ禁止帯の線
電圧増幅器である。
圧VBEは温度とともに低下するが、電流をダイオード
D1とD2の比で得たデルタVBEは温度とともに上昇
する。後者の電圧の上昇は、与えられた任意の温度上昇
に対して、前者の電圧の低下より小さいから、はぼ零温
度係数の電圧を生じさせるためには、差温度係数を増幅
する必要がある。電圧基準回路のここで示している実施
例においては、その電圧はシリコンの禁止帯の幅であり
、この回路は電圧基準を提供するためのほぼ禁止帯の線
電圧増幅器である。
先に述べたように、電圧基準は温度のみでなく、電源電
圧にも独立させることが重要である。そのために、サン
プル・ホールド動作から得た電圧VRgPが帰還されて
回路92により電流基準を供給する。抵抗!07(R,
1,、)を流れる電流ハV R1!P / R510,
である。この電流はトランジスタ109と110にある
比で分配されて、ダイオードアレイを流れる電流を制御
し、希望通りに安定させる。
圧にも独立させることが重要である。そのために、サン
プル・ホールド動作から得た電圧VRgPが帰還されて
回路92により電流基準を供給する。抵抗!07(R,
1,、)を流れる電流ハV R1!P / R510,
である。この電流はトランジスタ109と110にある
比で分配されて、ダイオードアレイを流れる電流を制御
し、希望通りに安定させる。
次に第7図を3照する。検出増幅器のために適当な電圧
調整器回路が切換えられるコンデンサ2人力比較3+2
5を有する。この比較器は、1個のコンデンサではなく
てアレイ129中に5個の余分のコンデンサを有するこ
とを除き、第2図に示されている検出増幅器中の1個の
比較器について述べた動作と同様にして動作する。マイ
クロプロセッサからプログラムできる値に応じて32種
類の引外し点を提供するために、アレイ129中のコン
デンサの値は2進重みづけされる。
調整器回路が切換えられるコンデンサ2人力比較3+2
5を有する。この比較器は、1個のコンデンサではなく
てアレイ129中に5個の余分のコンデンサを有するこ
とを除き、第2図に示されている検出増幅器中の1個の
比較器について述べた動作と同様にして動作する。マイ
クロプロセッサからプログラムできる値に応じて32種
類の引外し点を提供するために、アレイ129中のコン
デンサの値は2進重みづけされる。
第2図を参照して説明した比較器におけるように、比較
器125は多重化によりマルチターゲットにされる。こ
の実施例においては、第7図の回路は、拍動リードおよ
び電極へ拍動出力を供給するコンデンサ132の電圧の
振幅を安定化するために用いられる。この電圧14整回
路はVssを測定し、電源電圧が寿命の終り(EDS)
、または、初期追従インジケータ(IFI)あるいは
選択的交換インジケータ(ERI)としばしば呼ばれる
点にきた時を確認するために、電圧基準と比較する。
器125は多重化によりマルチターゲットにされる。こ
の実施例においては、第7図の回路は、拍動リードおよ
び電極へ拍動出力を供給するコンデンサ132の電圧の
振幅を安定化するために用いられる。この電圧14整回
路はVssを測定し、電源電圧が寿命の終り(EDS)
、または、初期追従インジケータ(IFI)あるいは
選択的交換インジケータ(ERI)としばしば呼ばれる
点にきた時を確認するために、電圧基準と比較する。
基本的には、このモニタおよびJl定により得られる指
示は、ペースメーカーの電池が交換を必要とするまで十
分に使いつくされたことを示す。
示は、ペースメーカーの電池が交換を必要とするまで十
分に使いつくされたことを示す。
この電圧調整機は、一対のボンピングコンデンサ13g
を有する従来の掛算器および論理回路も用いる。これは
DC−DC変換を行って、電池の電圧を、拍動出力コン
デンサ132を充電するための電圧まで増倍させる。拍
動出力を発生している間はコンデンサ132は放電させ
られ、次に求められる拍動出力のために放電後は再び充
電せねばならない。その動作サイクル中は、論理回路は
、比較器が監視できるようにするために、比較器に関連
するスイッチのスイッチング動作を論理回路が選択する
。(選択された基準電圧との比較により決定された)希
望のターゲット電圧に達すると、比較器は引外されて出
力コンデンサ+32の充電は停止トさせられる。
を有する従来の掛算器および論理回路も用いる。これは
DC−DC変換を行って、電池の電圧を、拍動出力コン
デンサ132を充電するための電圧まで増倍させる。拍
動出力を発生している間はコンデンサ132は放電させ
られ、次に求められる拍動出力のために放電後は再び充
電せねばならない。その動作サイクル中は、論理回路は
、比較器が監視できるようにするために、比較器に関連
するスイッチのスイッチング動作を論理回路が選択する
。(選択された基準電圧との比較により決定された)希
望のターゲット電圧に達すると、比較器は引外されて出
力コンデンサ+32の充電は停止トさせられる。
EDSを指示させるために、比較器は、患者の医師によ
るパルス発生器(電池の選択的交換の指示に適切なター
ゲット電圧を用いる。選択されたEDS電圧のために回
路部分143をレーザーで調整できる。マイクロプロセ
ッサによるスイッチのプログラミングに応じて、EDS
のため、および出力コンデンサの充電レベルの、22整
のためにアレイの広い、2J整された出力を利用できる
。
るパルス発生器(電池の選択的交換の指示に適切なター
ゲット電圧を用いる。選択されたEDS電圧のために回
路部分143をレーザーで調整できる。マイクロプロセ
ッサによるスイッチのプログラミングに応じて、EDS
のため、および出力コンデンサの充電レベルの、22整
のためにアレイの広い、2J整された出力を利用できる
。
第1図は、マイクロプロセッサにより制御される本発明
の検出増幅器を含む心臓ペースメーカーの全体の簡略化
したブロック図、第2図は第1図の検出増幅器の好適な
実施例の回路図、第3図は第2図に示す回路の可変利得
段の利得−周波数特性を示すグラフ、第4図は第2図に
示す増幅器回路の比較器段のタイミング図、第5図は心
臓信号の一例の部分の電圧基準ターゲットを示す波形図
、第6図は第2図に示す回路のための電圧基準を供給す
るために用いられる本発明の好適な実施例の回路図、第
7図は本発明の好適な実施例によるペースメーカーのた
めの電圧調整器の実施例の回路図である。 IO・・・心臓ペースメーカー 14・・・パルス発生/出力回路 17・・・マイクロプロセッサ制御器 20・・・検出増幅器 24・・・リード組立体
32・・・拍動リード 35・・・切換えられるコンデンサ高域増幅器40・・
・コンデンサアレイ 55・・・マルチターゲットデュアル比較器58.59
.125・・・比較器 63・・・論理回路85・・
・サンプル・ホールド回路 92・・・電源とは独立の電流基準 135・・・掛算器および論理回路 FIG I FIG、3 −−−−−−−−−−−−−−F
IG、5
の検出増幅器を含む心臓ペースメーカーの全体の簡略化
したブロック図、第2図は第1図の検出増幅器の好適な
実施例の回路図、第3図は第2図に示す回路の可変利得
段の利得−周波数特性を示すグラフ、第4図は第2図に
示す増幅器回路の比較器段のタイミング図、第5図は心
臓信号の一例の部分の電圧基準ターゲットを示す波形図
、第6図は第2図に示す回路のための電圧基準を供給す
るために用いられる本発明の好適な実施例の回路図、第
7図は本発明の好適な実施例によるペースメーカーのた
めの電圧調整器の実施例の回路図である。 IO・・・心臓ペースメーカー 14・・・パルス発生/出力回路 17・・・マイクロプロセッサ制御器 20・・・検出増幅器 24・・・リード組立体
32・・・拍動リード 35・・・切換えられるコンデンサ高域増幅器40・・
・コンデンサアレイ 55・・・マルチターゲットデュアル比較器58.59
.125・・・比較器 63・・・論理回路85・・
・サンプル・ホールド回路 92・・・電源とは独立の電流基準 135・・・掛算器および論理回路 FIG I FIG、3 −−−−−−−−−−−−−−F
IG、5
Claims (14)
- (1)心臓の活動を表す信号を発生する手段と、検出さ
れた信号に応答してそれの利得を選択的に変化する手段
と、 検出された信号に更に応答して、選択的に変化できる通
過帯域内にある前記信号の周波数成分を通過させる手段
と、 心臓拍動数と、その拍動数を変化させる必要とを判定す
るために、濾波されて、利得を調節された信号に応答し
て、それの大きさを所定のターゲットレベルと比較する
手段と、 を備え、 この比較手段は、一対の信号比較器と、検出された信号
のレベルと比較するために、各前記比較器に対して少く
とも2つのターゲットレベルを発生する手段とを含むこ
とを特徴とする心臓ペースメーカー。 - (2)各前記比較器は切換えられるコンデンサ増幅器を
備えることを特徴とする請求項1記載の発明。 - (3)前記ターゲットレベルを選択的に変化させるため
に前記発生手段をプログラミングするマイクロプロセッ
サ手段を更に含むことを特徴とする請求項2記載の発明
。 - (4)選択されたターゲットレベルをこえた前記信号レ
ベルに応答して前記ペースメーカーによる拍動を開始さ
せる手段を更に含むことを特徴とする請求項3記載の発
明。 - (5)前記信号レベルをこえた選択されたターゲットレ
ベルに応答して前記ペースメーカーによる拍動を禁止す
る手段を更に含むことを特徴とする請求項4記載の発明
。 - (6)前記比較手段は、 前記ターゲットレベルをそれから得るための安定な電圧
基準を設定する手段、 を更に含むことを特徴とする請求項1記載の発明。 - (7)前記電圧基準設定手段は、 温度とともに1つの向きに変化する電圧レベルを検出す
る切換えられるコンデンサ増幅器手段と、前記切換えら
れるコンデンサ増幅器をスイッチングして、前記1つの
向きとは逆の向きに温度とともに変化する電圧レベルに
従って前記検出されたレベルを変化させることにより、
温度感度を打消す手段と、 前記切換えられるコンデンサ増幅器手段の温度に感じな
い出力レベルを標本化および保持する手段と、 この標本化および保持手段に応答して、前記電圧基準設
定手段の回路部品とは独立の電流を前記切換えられるコ
ンデンサ増幅器手段の入力端子へ供給する電流基準帰還
手段と、 を備えることを特徴とする発明。 - (8)前記切換えられるコンデンサ増幅器をスイッチン
グして、前記1つの向きとは逆の向きに温度とともに変
化する電圧レベルに従って前記検出されたレベルを変化
させることにより、温度感度を打消す手段と、 前記切換えられるコンデンサ増幅器手段の温度に感じな
い出力レベルを標本化および保持する手段と、 この標本化および保持手段に応答して、前記電圧基準設
定手段の回路部品とは独立の電流を前記切換えられるコ
ンデンサ増幅器手段の入力端子へ供給する電流基準帰還
手段と、 を備えることを特徴とする心臓ペースメーカー用の電圧
基準回路。 - (9)温度に感じない前記出力レベルを複数のターゲッ
トレベルへ変換する手段と、 前記ペースメーカーによる拍動出力の供給を制御するた
めに、心臓の活動を表す信号を前記ターゲットレベルと
比較する手段と、 を更に含むことを特徴とする請求項8記載の発明。 - (10)比較の結果に応答して心臓へ供給する拍動刺激
を供給する手段と、 ターゲットレベルに従って拍動刺激のレベルを調整する
ためにターゲットレベルを発生する別の切換えられるコ
ンデンサ増幅器比較器手段と、を更に含むことを特徴と
する請求項1記載の発明。 - (11)前記別の比較器手段は、 それを多重化して、ペースメーカーを交換することを必
要とする点を表すものとして、前記ペースメーカーの供
給電圧レベルと比較する第2のターゲットレベルを発生
する手段、を含むことを特徴とする請求項10記載の発
明。 - (12)複数のターゲット電圧レベルのいずれかを選択
的に設定するために、選択された電圧レベルを選択的に
セットされたターゲットレベルと比較する手段を含む切
換えられるコンデンサ増幅器手段と、 前記比較に応答して、選択的にセットされたターゲット
レベルに対する選択された電圧レベルの値を決定する手
段と、 を備えることを特徴とする心臓ペースメーカー用の電圧
調整器。 - (13)前記決定手段は、選択的にセットされたターゲ
ットレベルの値に対する選択された電圧レベルを調整す
る手段を含むことを特徴とする請求項12記載の発明。 - (14)前記決定手段は、ペースメーカーの電源の電圧
レベルが選択的にセットされたターゲットレベル以下に
低下した時を検出する手段を更に含むことを特徴とする
請求項13記載の発明。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US194174 | 1988-05-16 | ||
US07194174 US4913145B1 (en) | 1988-05-16 | 1988-05-16 | Cardiac pacemaker with switched capacitor amplifiers |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH01314574A true JPH01314574A (ja) | 1989-12-19 |
JPH0556918B2 JPH0556918B2 (ja) | 1993-08-20 |
Family
ID=22716577
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP1089603A Granted JPH01314574A (ja) | 1988-05-16 | 1989-04-07 | 心臓ペースメーカー |
Country Status (7)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4913145B1 (ja) |
EP (3) | EP0627241B1 (ja) |
JP (1) | JPH01314574A (ja) |
AT (3) | ATE158721T1 (ja) |
CA (1) | CA1320538C (ja) |
DE (3) | DE68929003T2 (ja) |
ES (2) | ES2110180T3 (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2013523001A (ja) * | 2010-03-17 | 2013-06-13 | エヌエックスピー ビー ヴィ | マイクロホンの制御 |
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US5031616A (en) * | 1989-12-07 | 1991-07-16 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Implantable stimulation device having means for self-regulating curent drain usage at battery depletion |
US5088490A (en) * | 1990-01-19 | 1992-02-18 | Medtronic, Inc. | Bandpass filter clock control |
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US5103819A (en) * | 1990-06-20 | 1992-04-14 | Intermedics, Inc. | Implantable cardiac stimulator with state machine for automatically controlling gain |
US5176138A (en) * | 1991-03-21 | 1993-01-05 | Siemens Pacesetter, Inc. | Implantable pacemaker having means for automatically adjusting stimulation energy as a function of sensed so2 |
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US5658316A (en) * | 1995-07-03 | 1997-08-19 | Automatic Defibrillator, Inc. | Portable defibrillator with disposable power pack |
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KR102273650B1 (ko) | 2016-02-22 | 2021-07-07 | 한국전자통신연구원 | 생체 자극 및 생체 신호 측정 겸용 회로 |
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-
1988
- 1988-05-16 US US07194174 patent/US4913145B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1988-11-22 CA CA000583805A patent/CA1320538C/en not_active Expired - Fee Related
-
1989
- 1989-02-09 DE DE68929003T patent/DE68929003T2/de not_active Expired - Fee Related
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- 1989-02-09 DE DE68928367T patent/DE68928367T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1989-02-09 ES ES94202255T patent/ES2110180T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1989-02-09 DE DE68923820T patent/DE68923820T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1989-02-09 EP EP89301222A patent/EP0344878B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1989-02-09 AT AT89301222T patent/ATE126448T1/de not_active IP Right Cessation
- 1989-02-09 ES ES94202254T patent/ES2134315T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1989-04-07 JP JP1089603A patent/JPH01314574A/ja active Granted
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