JPH03133465A - 植え込み可能な医療器具 - Google Patents

植え込み可能な医療器具

Info

Publication number
JPH03133465A
JPH03133465A JP2270331A JP27033190A JPH03133465A JP H03133465 A JPH03133465 A JP H03133465A JP 2270331 A JP2270331 A JP 2270331A JP 27033190 A JP27033190 A JP 27033190A JP H03133465 A JPH03133465 A JP H03133465A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
time interval
length
contraction
frequency
spontaneous
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
JP2270331A
Other languages
English (en)
Inventor
Asa Hedin
アサ、ヘデイン
Lennart Moberg
レンナルト、モベルク
Jan Ljungstroem
ヤン、リユングストレーム
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Siemens AG
Original Assignee
Siemens AG
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 Siemens AG filed Critical Siemens AG
Publication of JPH03133465A publication Critical patent/JPH03133465A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential

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、組織収縮の刺激装置を備え生体中に植え込
み可能な医療器具、及び組織収縮の刺激方法に関する。
［従来の技術］ 自発的な組織収縮を検出する装置１組織収縮を刺激する
装置及び制御装置を備え、組織収縮の検出又は刺激によ
り始動させられ長さをｉＡｍ可能な第１の時間間隔の終
了前に、新しい第１の時間間隔を始動させる自発的な組
織収縮が検出されない限り、制御装置がそれぞれ前記第
１の時間間隔の終了後に刺激装置を作動させ、それぞれ
組織収縮の検出又は刺激により始動させられ長さが第１
の時間間隔より短い第２の時間間隔の終了前には、検出
された自発的な組織収縮が新しい第１の時間間隔を始動
させることを制御装置が防止し、また制御装置が第２の
時間間隔中の自発的な組織収縮の検出に基づき新しい第
２の時間間隔を始動させるように構成した生体中に植え
込み可能な医療器具が知られている。
印刷物「ダイアログ（Ｄ　ＩＡＬＯＧ）形ベースメーヵ
７２８−使用説明書Ｊ　１９８６年１０月、印刷記号：
　Ａ９１００Ｇ−８３３７２−Ｌ７７７−０１．シーメ
ンス壷エルマ社、スウェーデン、には心臓ペースメーカ
として構成されたこの種の器具が記載され、この器具の
場合には基本間隔とも呼ばれる第１の時間間隔の長さは
、心臓ペースメーカが自発的な心拍の欠落時に心臓を刺
激する刺激周波数に相応する。この公知の心臓ペースメ
ーカの場合には、第１の時間間隔の長さばかりでなく第
２の時間間隔の長さがプログラミング過程を経て相互に
無関係に調節可能である。その際不応時間とも呼ばれる
第２の時間間隔は二つの部分時間から成る。絶対不応時
間とも呼ばれその長さがプログラミング過程により同様
に調節可能である第２の時間間隔の第１の部分の間は、
検出手段がどんな心臓信号に対しても全く反応しない、
それにより、心臓に刺激パルスを供給した後に生じる組
織減極が誤検出を招く、すなわち検出装置により不適切
に自発的な心拍として検出されるということが避けられ
る。それに続く相対不応時間と呼ばれる第２の時間間隔
の第２の部分では、発生する自発的な心拍が検出される
が、しかし新しい基本間隔を始動させない。
その代わりに不応時間がその全長を持たせて改めて始動
させられる。従って自発的な心拍がそれぞれ相対不応時
間内に、従って第２の時間間隔の第２の部分中に生じる
ほど速く心臓が自発的に鼓動すると、この公知の心臓ペ
ースメーカはこのペースメーカが通常作動しているＶＶ
Ｉモードから非同期作動方式に相応するｖ００モードに
移行する。そのときこの公知の心臓ペースメーカは自発
的に生じる心拍とは無関係に、基本間隔の長さに相応す
る刺激周波数により心臓を刺激する。それにより成る種
の再発性頻脈を終結させることができるのでこのことは
基本的に有利である。更に例えば検出装置の感度が過敏
に調節された場合に生じるような相対不応時間中に現れ
る誤検出が、新しい基本間隔を始動させるおそれがない
、従って誤検出の発生がそれ自体必要な心臓の刺激を妨
げるおそれもない、この観点のもとでこの公知の心臓ペ
ースメーカの場合に、比較的長い不応時間を設定するこ
とはそれ自体合目的である。しかしながらこのことは実
際には、この公知のペースメーカが生理的根拠の存在し
ないのに非同期作動方式従ってＶｏＯモードへ移行する
ほど、自発的な心拍周波数が身体負荷のもとで上昇する
おそれのあるという結果を招く、そのとき生体の心臓は
実際上必要ないのに刺激される。このことは心臓リズム
の不調を招くおそれがある。少なくとも心臓ペースメー
カを保持する生体が肉体的な不快を感じる。非常に熟練
した医師だけが、それぞれの患者の個々の要求及び特異
性を考慮して所定の基本間隔に対する不応時間の長さを
、一方では誤検出及び外から入射される干渉の有害な影
響が回避され、他方では心臓ペースメーカの生理的に根
拠の無い非同期作動方式への移行が防止されるように、
プログラムすることができる。前記説明は同じ意味で、
ＳＯＯモード又はＡＯＯモードへの生理的に根拠の無い
移行の危険が存在するような、ＳＳＩモード又はＤＤＤ
モードで作動する心臓ペースメーカに対しても同じ意味
で当てはまる。
【発明が解決しようとする課８］ この発明の課題は、第２の時間間隔の長さが一方では誤
検出の有害な影響を防止するのに十分長く、他方では特
に生体活動の高い場合に組織収縮の本来不必要な刺激を
防止するのに十分短いように、前記の種類の医療器具及
び方法を改良することにある。
［課題を解決するための手段］ 第１の解決策に基づきこの課題の医療器具に該当する部
分はこの発明に基づき、制御装置が第２の時間間隔の長
さを第１の時間間隔の設定された長さに関係して調節し
、第２の時間間隔の長さが所定量だけ第１の時間間隔の
設定された長さより短いようにすることにより解決され
る。従って第１の時間間隔の長さばかりでなく第２の時
間間隔の長さも医師が決定し調節しなければならない従
来技術とは対照的に、この発明の場合には医師が第１の
時間間隔を決定すれば十分である。そのとき第２の時間
間隔の長さは制御装置により、第１の時間間隔の設定さ
れた長さに関係して、第２の時間間隔の長さが第１の時
間間隔の長さより所定量だけ短いように調節される。従
って所定量を適当に選択した場合に、一方では第２の時
間間隔は例えば誤検出が新しい第１の時間間隔を始動さ
せることを防止するのに十分に長いということが保証さ
れる。他方では所定量を適当に選択した場合に、生体活
動の高い際に生理的根拠が存在しないのに器具が非同期
作動方式へ移行することが実際上防止される。更に器具
の植え込みが行われた後に第１の時間間隔の長さをプロ
グラム変更する場合に、このために処置する医師の介入
を必要とせず、第２の時間間隔の長さの必要な修正が常
に行われるということが保証される。
この発明によれば課題の医療器具に関する部分は第２の
解決策に基づき、それぞれの生体活動に適合する収縮周
波数を算出する装置が設けられ、制御装置が第２の時間
間隔の長さをｉＪ１節し、一方ではこの長さの時間的経
過が算出適合収縮周波数に相応する周期の時間的経過に
少なくともほぼ従いかつこの周期より短く、また他方で
は第１の時間間隔の設定された長さより常に短いように
することにより解決される。ｆＪＳ２の時間間隔の長さ
は通常はプログラム可能であるが、しかし器具の正常な
運転中には一定の値を有する従来の技術とは対照的に、
この発明の場合は第２の時間間隔の長さは算出され生体
活動に適合する収縮周波数に関係して変化し、しかも第
２の時間間隔の長さの時間的経過がそれぞれ算出適合収
縮周波数に相応しかつこれより短い周期に追従するよう
にされる。
それにより一方では第２の時間間隔は、誤検出が新しい
第１の時間間隔を始動させるのを防止するのに十分に長
いということが保証される。他方では第２の時間間隔の
長さがそれぞれの生体活動に適合する収縮周波数に適う
という状況のゆえに、生体活動の高い際に生理的に根拠
が存在しないのに器具が非同期作動方式に移行するとい
うことが防止される。この危険は更に、第２の時間間隔
の長さが算出適合収縮周波数に相応する周期の長さより
短いことにより更に低減される。
この発明の有利な変形例によれば、適合収縮周波数を算
出する装置が身体活動に相応する信号を形成するセンサ
装置を有し、制御装置がセンサ装置の信号により適合収
縮周波数を算出するように構成されている。生体活動に
適合する収縮周波数を算出するだめの適当なセンサ装置
及び方法は例えば欧州特許出願公開第００８０３４８号
公報では実施例として圧電センサを、またアメリカ合衆
国特許第４５４３９５４号明細書では実施例として温度
センサを記載している。
この発明の有利な実施態様によれば、適合収縮周波数を
算出する装置が直接連続して起こる組織収縮の反復周波
数を測定する装置を有し、制御装置が測定された反復周
波数を算出適合収縮周波数として考慮する。この実施態
様は特に、比較的長い期間にわたり生体の生理的に正し
い自発的な組織収縮が現れ、この組織収縮がそれぞれ身
体活動に適合した収縮周波数のための尺度を直接示す場
合のような治療のために用いられる。
この発明の有利な変形例によれば、制御装置が第２の時
間間隔の長さを算出適合収縮周波数に相応する周期の長
さより所定量だけ短いように調節する。この発明の別の
変形例によれば所定量は調節可能である。従って処置す
る医師が所定量をそれぞれの生体及び処置の必要性に応
じて調節することができ、このことは器具がそれ自体知
られているように非侵襲性の方法でプログラム可能であ
り、それにより医師が所定量を器具の植え込みの後にも
変更することができることにより行われるのが合目的で
ある。
両方の解決策に対して、所定量が第１の時間間隔又は算
出適合収縮周波数に相応する周期の長さの例えば２０％
の所定のパーセンテージに相応するようにすることがで
きる。しかし所定量は、第２の時間間隔の長さに相応す
る周波数が第１の時間間隔の長さに相応する周波数又は
算出適合収縮周波数を超える分の周波数所定値に相応す
るようにすることもできる。従ってそのとき常に例えば
それぞれの算出適合収縮周波数又は第１の時間間隔の長
さに相応する周波数より、１０Ｈｚだけ大きい周波数に
相応する第２の時間間隔の長さが設定される。それによ
り所定量の大きさが処置する医師にとって特に分かりや
すいという長所が得られる。更に一層よい分かりやすさ
を保証するために、周波数の所定値がそれぞれの医療分
野での慣用の、場合によってはＨｚとは異なる尺度で表
示することができるように、制御装置を構成することが
推奨される。心臓学の場合には例えば心拍毎分（ｂｐｍ
）の単位を選択すべきである。
この発明の別の有利な実施態様によれば、第１の時間間
隔の長さが算出適合収縮周波数に相応する周期に相応す
るように、第１の時間間隔を調節するように制御装置が
構成されている。この発明の枠内でそれぞれの生体活動
に適合した収縮周波数が容易に算出されるので、組織収
縮の刺激が必要な場合にそれぞれの生体活動に適合した
刺激周波数で行われることが保証されるように、第１の
時間間隔の長さを調節することが最小の労力で可能とな
る。この発明の一実施態様によれば、心臓ペースメーカ
として構成され、検出装置が自発的な心筋収縮を検出し
、刺激装置が心筋収縮を刺激し、生体活動に適合する収
縮周波数を算出する装置がそれぞれの生体活動に適合し
た心拍周波数又は生体の自発的な心拍周波数を算出する
。
課題の方法に該当する部分のこの発明に基づく二つの解
決策が請求項１１．１２の特徴部分に記載されている。
この発明に基づく方法の作用と長所とはこの発明に基づ
く器具の前記説明から明らかである。
［実施例］ 次にこの発明の複数の実施例を示す図面により心臓ペー
スメーカを例として、この発明の詳細な説明する。
第１図は、ＶＶＩ作動方式で働くこの発明に基づく心臓
ペースメーカを示す、電子回路が気密な植え込み可能な
容器ｌ内に配置されている心臓ペースメーカは、心臓内
電極３を介して心臓ペースメーカを保持する患者の略本
された心臓４に結合されている。その際電極３は静脈系
を経て患者の心臓４へ導かれ、心臓４の右心室に固定さ
れる。
電極３は検出装置６に結合され、この検出装置は心室の
範囲内の自発的な心筋収縮を検出するために用いられる
。電極３は更に刺激パルス発生器８に結合され、このパ
ルス発生器は心室の範囲の心筋収縮を刺激するために用
いられる。
検出装置６及び刺激パルス発生器８と心臓４との協働は
制御ロジック９により制御され、制御ロジックにはクロ
ック１０、ＰＰカウンタ″、Ｒ′″Ｒカウンタ１２及び
ＲＡカウンタ１３が接続されている。カウンタ１１．１
２．１３はいわゆるプリセットカウンタである。クロッ
クパルスを相応の入力端Ｃｋを経て供給されるこの種の
カウンタは、計数過程中にそれぞれカウンタの入力端Ｐ
ＲＨに供給されるデータにより決定されるクロックパル
ス数をカウントダウンする。クロ７クパルスの所定数に
到達した際にカウンタはその出力端Ａに相応の信号を出
力する。この種のカウンタは始動パルスが入力端Ｓに供
給されるときに計数過程を開始する。リセットパルスが
入力端Ｒに供給されるときに、計数過程が中断され及び
／又はカウンタがリセットされる。前記ペースメーカの
場合にはカウンタｉｉ、１２．１３は始動パルス及びリ
セットパルスを制御ロジック９から受は取る。カウンタ
１１．１２．１３はクロックパルスをクロック１０から
受は取る。
次に心臓ペースメーカの作動方式のこの発明に関連して
必要であるような範囲だけを説明する。
詳細な情報に関しては関係文献、例えば印刷物「パルス
発生器７０４−医師用マニュアル」シーメンスＯエルマ
社、スウェーデン、１９８５　年３月及び「ダイアログ
（ＤＩＡＬＯＧ）形ペースメーカ７２８−（ｉｌｌ説明
書」シーメンスφエルマ社、スウェーデン、１９８６年
１０月を参照されたい。
検出装置６により自発的な心筋収縮が心室の範囲内で検
出されると、検出装置６から相応の信号が制御ロジック
９へ送られる。制御ロジックはそれに基づき、前記のよ
うにクロックパルスをクロックｌＯから受は取るＰＰカ
ウンタ１１を始動する。クロック１０は所定のクロック
周波数によリフロックパルスを出力する発振器例えば水
晶発振器であり、このクロックパルスは制御ロジック９
にも供給される。ＰＰカウンタ１１が、その入力端ＰＲ
Ｈに制御ロジック９からデータ線１７を経て供給される
データにより後述する方法でプログラム可能又は調節可
能であり、第１の時間間隔すなわちいわゆる基本間隔又
はＰＰ間隔の長さに相応する数のクロックパルスをカウ
ントダウンし終ると、その出力端Ａから相応の信号が制
御ロジック９へ送られる。制御ロジックはそれに基づき
、心筋収縮の刺激を心室の範囲で起こさせる刺激パルス
を出力するために、刺激パルス発生器８を作動させる。
同時に制御ロジック９はＰＰカウンタ１１をリセットし
これを改めて始動させる。
しかし基本間隔中に検出装置６により自発的な心筋収縮
が心室の範囲で検出されるときは、刺激パルス発生器８
による刺激パルスの出力は行われない、検出装Ｗ６から
制御ロジック９へ相応の信号が届くと、制御ロジックは
ＰＰカウンタｌｌをリセットしそれを改めて始動させる
。
従って自発的な心拍の反復レートが基本間隔の長さに相
応する反復周波数以下に低下すると直ちに、心臓は少な
くとも基本間隔の長さに相応する心拍周波数が存在する
ように刺激されることが明らかである。
確かに前記方法における基本間隔中のすべての検出によ
ってＰＰカウンタ１１がリセットされ改めて始動される
わけではない、むしろ第２の時間間隔いわゆる不応時間
が経過していることがこのためには必要である。不応時
間はＲカウンタ１２により求められる。検出装置６によ
り自発的な心筋収縮が心室の範囲で検出され、相応の信
号が検出装置６から制御ロジック９へ送られるか、又は
制御ロジー２り９が刺激パルスを出力するために刺激パ
ルス発生器８を作動させると、クロックパルスをＰＰカ
ウンタ１１と同様にクロックｌＯから受は取るＲカウン
タ１２を制御ロジック９が始動させる。Ｒカウンタ１２
がその入力端ＰＲＨに供給されるデータにより後述する
方法で調節可能であり、不応時間の長さに相応する数の
クロックパルスをカウントダウンし終ると、その出力端
から相応の信号が制御ロジック９へ送られる。この信号
の到達後に初めて、基本間隔経過中に検出装置６により
検出された自発的な心筋収縮は、制御ロジック９がＰＰ
カウンタ１１をリセットし改めて始動させるということ
をもたらす、これに反して不応期の終りを示す信号がＲ
カウンタ１２から制御ロジック９へ送られる前に、検出
装置６により自発的な心筋収縮が検出されると、制御ロ
ジックがＲカウンタ１２をリセットし改めてこれを始動
させるので、不応時間が改めて始動する。この場合には
ＰＰカウンタ１１のリセット及び再始動が制御ロジック
９により行われないので、改めて始動させられた不応時
間の終了後にかつ続いている基本間隔の終了前に改めて
、自発的な心筋収縮が検出装置６により検出される場合
を除いて、基本間隔の終了後に刺激パルスを出力するた
めに制御ロジックが刺激パルス発生器８を作動させる。
ところでＲカウンタ１２のリセットと再始動とは、相対
不応時間とも呼ばれる不応時間の第２の部分中にだけ行
われる。相対不応時間に先行する不応時間の第１の部分
は絶対不応時間と呼ばれる。
絶対不応時間中には検出は全く不可能である。
このことはこの実施例の場合に、制御ロジック９が絶対
不応時間中は検出装置６から出され検出を示唆する信号
を無視することにより達成される。
絶対不応時間はＲＡカウンタ１３により求められる。検
出装置６により自発的な心筋収縮が心室の範囲で検出さ
れ、相応の信号が検出装置６から制御ロジック９へ送ら
れるか、又は制御ロジック９が刺激パルスの出力のため
に刺激パルス発生器８を作動させると、制御ロジック９
がＲＡカウンタ１３を始動させる。このカウンタはその
クロックパルスをＰＰカウンタ１１及びＲカウンタ１２
と同様にクロック１０から受は取る。ＲＡカウンタ１３
が、その入力端ＰＲＥにデータ線２６を経て制御ロジッ
ク９から供給されるデータにより後述する方法でプログ
ラム可能であり、絶対不応時間の長さに相応する数のク
ロックパルスをカウントダウンし終ると、ＲＡカウンタ
の出力端から相応の信号がｉ制御ロジック９に送られる
。このことは絶対不応時間が過ぎ去り相対不応時間が経
過中であるということを意味し、その結果として制御ロ
ジック９が検出装置６から出る信号を受は入れるように
なる。従って絶対不応時間中に検出装置６から制御ロジ
ック９へ送られる信号は、ＰＰカウンタ１１並びにＲカ
ウンタ１２のリセットも再始動ももたらさない。
従って連続する自発的な心拍の検出がそれぞれ相対不応
時間中に行われるときは、自発的な心拍のたまたま起こ
った検出とは無関係に、設定された又はプログラムされ
た基本間隔の長さに相応する刺激周波数により心臓を刺
激するような、非同期作動方式（ＶＯＯモード）へ心臓
ベースメーカが移行することは明らかである。
基本間隔の長さ及び不応時間の長さを、プログラミング
中に処置する医師により相互に分離して設定しなければ
ならないような、従来の心臓ベースメーカとは対照的に
、この発明に基づく心臓ベースメーカの場合には第１の
作動方式では、不応時間の長さはそれぞれプログラムさ
れた基本間隔の長さに関係して、不応時間の長さが基本
間隔の長さより所定量だけ短くなるように３１ｇＩｗＪ
される。その際絶対不応時間の長さはプログラム可能で
はあるがしかし一定値を維持するようにされる。従って
不応時間の長さは、それぞれプログラムされた基本間隔
の長さより例えば１００ｍ５の所定量だけ短く、かつ１
２５ｍ５の絶対不応時間が設定されるとき、１０１００
Ｏの基本間隔の長さに対して９００ｍ５の不応時間の長
さが設定され、そして不応時間の長さは９００ｍ５、相
対不応時間の長さは７７５ｍ５、絶対不応時間の長さは
プログラムされたように１２５ｍ５となる。それに応じ
て９００ｍ５のプログラムされた基本間隔の長さに対し
ては、８００ｍ５の不応時間の長さ及び６７５ｍ５の相
対不応時間の長さが生じ、絶対不応時間の長さに対して
はここでも１２５ｍ５のプログラムされた値が生じる。
前記の措置によりそれぞれの治療に適合した所定量の適
当な選択の際に、一方では実際上自発的な心拍が生じて
いないのに、誤検出又は外から入射された干渉が新しい
基本間隔を始動させることを防止するのに不応時間が十
分に長く、また他方では生理的に実際は必要でないのに
、患者の身体活動が高い際に器具が非同期作動方式へ移
行するほど長く不応時間が続かないということが達成さ
れる。
第１の作動方式に相応する状態は、第２図に心臓ヘース
メー力の三つの異なるプログラミングに対して時間Ｔに
わたり定性的に示されている。その際まず９７５ｍ５の
基本間隔ＰＰの長さがプログラムされる。この長さはプ
ログラム変更中に１２７５ｍ５に延長され、更にプログ
ラム変更中に１１７５ｍ５に短縮される。絶対不応時間
ＲＡの長さはすべての場合に１５０ｍ５である。更に：
５２図では、不応時間が基本間隔ＰＰの設定された長さ
より短くされる分の所定量のそれぞれ三つの異なる値に
対して、不応時間１（′、ＲＩＴ　、　１（ＩＩＩが記
入されている。不応時間Ｒ１は、設定された不応時間が
それぞれ時間の所定値、第２図に示された実施例の場合
には１２０ｍ５だけ基本間隔ＰＰの設定された長さより
短いときに生じる。
不応時間１１ｉ　ＩＴは、不応時間の長さが所定パーセ
ンテージ、第２図に示された実施例の場合には２５％だ
け基本間隔ＰＰのプログラムされた長さより短いときに
生じる。最後に不応時間ＲＩＴ＋は、基本間隔ＰＰのそ
れぞれプログラムされた長さに相応する心拍周波数が周
波数の所定値、第２図に示された実施例の場合には１５
ｂｐｍ（拍毎分）だけ増加され、それぞれの不応時間Ｒ
ＩＩＩに相応する周期が求められる。
第１図に示すようにこの発明に基づく心臓ベースメーカ
は、制御ロジック９に結合された遠隔測定レジスタ１９
とこれに結合された遠隔測定回路２０とを有する。それ
により心臓ベースメーカは、図示されていない外部の装
置、いわゆるプログラミング装置と両方向にデータを交
換することができ、このことは二重矢印２１により示さ
れている。従って植え込みの行われた後にも心臓ペース
メーカをプログラムすることが可能である。特にプログ
ラミング装置により遠隔測定回路２０及び遠隔゛測定レ
ジスタ１９を経て、基本間隔の長さ及び絶対不応時間の
長さを調節することができ、その際前記のように相応の
データがデータ線１７を経てＰＰカウンタ１１の入力端
ＰＲＥに。
またデータ線２６を経てＲＡカウンタ１３の入力端ＰＲ
Ｈに制御ロジック９から供給される。更に不応待間の長
さを基本間隔のプログラムされた長さより短くする分の
所定量をプログラムすることができ、しかもその場合に
第２図に関連して述べたように、所定量は所定の時間値
又は所定のパーセンテージ又は周波数の所定値に相応す
る。更に所定量をそれぞれの値に応じてプログラムする
ことができる。そのとき制御ロジック９は、種類と値に
基づきそれぞれプログラムされた所定量に相応するクロ
ック１０のクロックパルス数を計算し、相応のデータを
データ線２４を経てディジタル演算回路１８へ供給する
。この演算回路は、基本間隔のプログラムされた長さに
相応するクロック１０のクロックパルス数から、それぞ
れプログラムされた所定量に相応するクロックパルス数
を差し引くために用いられる。従って出力データとして
演算回路１８は、それぞれ設定すべき不応時間に相応す
るクロックパルス数に関するデータを供給する。それに
応じて演算回路１８の第１の入力端にはデータ線２７を
経て制御ロジック９から、基本間隔の長さに相応するデ
ータが供給される。このデータは第１の作動方式では、
ＰＰカウンタ１１の入力端ＰＲＥにデータｉ１７を経て
供給されたのと同じデータである。演算回路１Ｂの第２
の入力端にはデータ線２４が接続されている。演算回路
１８の出力端はデータ線２５を経てＲカウンタ１２の入
力端ＰＲＨに接続されている。従って心臓ペースメーカ
のプロゲラミグに関係して、不応時間の長さが第２図に
関連して説明した一つの又は他の方法で調節されること
が明らかである。
不応時間の長さが心臓ペースメーカの所定のプログラミ
ングに対して一定値を有するような心臓ペースメーカの
前記作動方式とは対照的に、心臓ペースメーカをプログ
ラミング装置により切り替えることができるこの発明に
基づく心臓ペースメーカの第２の作動方式の場合には、
不応時間の長さが周期の時間的経過において、心臓ペー
スメーカを保持する患者のそのつどの身体活動に適合し
その求め方を後述する心拍周波数に少なくともほぼ追従
し、かつこの周期より所定量だけ短いようにされる。こ
の措置によりそれぞれの治療に適合する適切な所定量の
選択の際に、目下行われている患者の身体活動を考慮し
て、一方では実際に自発的な心臓鼓動が発生していない
のに、誤検出又は外から入射された干渉が新しい基本間
隔を始動させるということを防止するほど不応時間が十
分に長く、また他方では生理的に実際に必要でないのに
、患者の身体活動が高い場合に器具が非同期作動方式に
移行するほど不応時間が長く続かないということが達成
される。
第２の運転方式に相応する状態が第３図に定量的に示さ
れている。第３図は尺度単位を表示しない患者の身体活
動ＫＡの経過、ｂｐｍによるこの身体活動ＫＡに適合し
た心拍周波数ＡＲ，ｍｓによる・適合した心拍周波数Ａ
Ｒに相応する期間ＰＰＩ、及びｍ３による不応時間の三
つの異なる経過Ｒ、Ｒ２，Ｒ３を、分による時間Ｔにわ
たり示す、更に第３図にはｍｓによるプログラムされた
基本間隔ＰＰの長さが破線で示され、この長さは時間Ｔ
にわたり一定である。第３図の場合には、患者の身体活
動ＫＡがまず相対的に低いレベルから上昇し、そして低
下し、そして幾分高いレベルに安定する。身体活動ＫＡ
のこれらの経過は、適応心拍周波数ＡＲ及びこれに相応
する周期ＰＰ’　の相応の経過に反映される。このこと
は不応時間Ｒ、Ｒ２、Ｒ３の経過に対しても成り立つ、
不応時間の経過Ｒ１は、設定された不応時間がそれぞれ
所定量、実施例の場合には５０ｍ５だけ適合心拍周波数
に相応する周期ＰＰＴ　より短いときに生じる。不応期
の経過Ｒ２は、不応期の長さが所定のパーセンテージ、
図示の例の場合には２０％だけ適合心拍周波数ＡＲに相
応する周期ＰＰＩ　より短いときに生じる。最後に不応
期の経過Ｒ３は、適合心拍周波数ＡＲがそれぞれ周波数
の所定値、この実施例の場合には５０ｂｐｍだけ増加さ
れ、不応時間Ｒ３に相応する周期が求められる。不応時
間Ｒ′、Ｒ２、Ｒ３はすべての三つの場合において常に
、基本間隔ＰＰのプログラムされた長さ及び適合心拍周
波数ＡＲに相応する周期ｐｐ’　より短い。
これは第３図に関連して述べた不応時間の制御のための
前提であるが、患者の身体活動に適合した心拍周波数を
算出できるために、この発明に基づく心臓ペースメーカ
の場合には心臓の右心室へ通じる電極の端部に略本され
た温度センサ１４が取り付けられ、この温度センサが右
心室内に存在する静脈血の温度を測定するために用いら
れ、この温度は周知のように患者の身体活動に対する尺
度である。温度センサ１４は電極３に並列に延びる導体
を介して信号処理回路工５に結合され、この回路１５か
らは温度センサ１４により得られ患者の身体活動に相応
する信号がＡ−Ｄ変換器１６へ送られる。心臓ペースメ
ーカが第３図に示す作動方式にプログラムされると、制
御ロジック９は、データ線２９を経て供給されるＡ−Ｄ
変換器１６の出力データにより、そのつどの患者の身体
活動に適合する心拍周波数を、例えばアメリカ合衆国特
許第４５４３９５４号明細書に記載のようなアルゴリズ
ムにより算出する。更に制御ロジック９は、それぞれ適
合する心拍周波数の際に連続する二つの心拍の間に現れ
るクロックｌＯのクロックパルス数を求める。クロック
パルスのこの数に関するデータをｆｌＪ制御ロジック９
が第３図に示す作動方式の場合には、第２図に示す作動
方式の場合の基本間隔の長さに相応するデータの代わり
に、データ線２７を経て演算回路１８の第１の入力端に
供給し、演算回路は第３図の作動方式の場合に前記クロ
ックパルス数から、不応時間の長さが算出適合心拍周波
数に相応する周期より短い分のそれぞれ選ばれた所定量
に相応するクロックパルス数を差し引くために用いられ
る０種類及び値に基づくそれぞれの所定量に相応するク
ロックパルス数に関するデータを、制御ロジック９が演
算回路１８の第２の入力端にデータ線２４を経て供給す
る０両クロックパルス数の差に相応する電子式演算回路
１８の出力データは、既に述べたようにＲカウンタ１２
の入力端ＰＲＨにデータ線２５を経て供給される。従っ
て不応時間の長さの制御が第３図に関連して述べた方法
で患者の身体活動に関係して行われ、その際第３図に示
されていない器具のプログラミングを行った後の絶対不
応時間は基本間隔ＰＰと同様に一定の長さを有する。
ペースメーカをプログラミング装置により切り替えるこ
とができそのほかは第２の作動方式に相応する心臓ベー
スメーカの第３の作動方式では。
基本間隔ＰＰの一定にプログラムされた長さに相応する
データの代わりに、制御ロジック９がＰＰカウンタ１１
の入力端ＰＲＨにデータ線１７を経て、それぞれ算出適
合心拍周波数ＡＲの周期ＰＰ’　　に相応するクロック
パルス数を表すデータを供給する。このことは、心室の
範囲で検出された自発的な心筋収縮の反復周波数が生体
活動ＫＡに適合する心拍周波数ＡＲ以下に低下した場合
に、刺激パルス発生器８により心筋収縮が心室の範囲で
算出適合心拍周波数ＡＲに相応する反復周波数により刺
激されるという結果をもたらす、なぜならば第１の時間
間隔従って基本間隔の長さは第３の作動方式の場合には
算出適合心拍周波数ＡＲの周期ＰＰ１　に等しいからで
ある。従って補助的に、患者の心拍周波数がそれぞれの
生体活動ＫＡに適合する心拍周波数ＡＲ以下に低下する
おそれがないということが保証される。適合心拍周波数
ＡＲは下に向かっては下限値例えば６０ｂｐｍに、また
上に向かっては上限値例えば１４０ｂｐｍに、生理的に
有意義な範囲に制限される。これらの限界値は患者の個
々の必要性に応じてプログラムすることができる。
この発明に基づく心臓ペースメーカは更に、検出装置６
の出力信号が供給される不整脈検出器２２を有する。不
整脈検出器２２に適した検出器がアメリカ合衆国特許第
３８６１３８７号明細書に記載されており、この検出器
２２は不整脈が存在する、従って心臓４が静脈洞リズム
に従って鼓動しないときに出力信号を供給する。不整脈
検出器２２の出力信号は制御ロジック９のほかにカウン
タ２３の許容入力端Ｅに供給され、不整脈が存在する限
すカウンタ２３を抑止する。カウンタ２３のゲート入力
端Ｇには検出装置６の出力信号が供給される。カウンタ
２３のクロック入力端Ｃｋはクロック１０に結合されて
いる。従って心臓４が静脈洞リズムに追従して鼓動する
とき、カウンタ２３は連続する二つの自発的な心拍の間
に現れるクロックパルス数をカウントダウンする。カウ
ンタ２３の出力端Ｑに生じるデータは連続する自発的な
二つの心拍の間の時間に相応し、従って自発的な心拍周
波数に対する尺度を示す、心臓４が静脈洞リズムに従っ
て鼓動する限りは、カウンタ２３の出力データは直接そ
れぞれの生体活動に適合した心拍周波数に対する尺度を
示す、このデータはデータ線２８を経て制御ロジック９
に供給され、不整脈検出器２２の出力信号が心臓４は静
脈洞リズムに従って鼓動するということを示す限り、制
御ロジック９が心臓ペースメーカの第２及び第３の運転
方式においてこれらのデータをそれぞれの生体活動に適
合する心拍周波数として考慮する。従ってＡ−Ｄ変換器
１６の出力データは、心臓４が静脈洞リズムに従って鼓
動するときには、制御ロジック９によりそれぞれの生体
活動に適合する心拍数を算出するために考慮されず、し
かも基本間隔の長さ並びに不応時間の長さの設定に関し
ても考慮されない、むしろ制御ロジック９は、ＰＰカウ
ンタ１１の入力端ＰＲＨにデータ線１７を経て、また電
子式演算回路１８の第１の入力端にデータＭ２７を経て
、カウンタ２３の出力データ又はこのデータから導かれ
たデータ、例えば時間的な平均値を供給する。従って心
臓４が静脈洞リズムに従って鼓動する限り、それぞれの
生体活動に適合する心拍周波数が、必然的に誤差を伴な
うアルゴリズムにはよらず、それぞれ存在する心拍周波
数の直接測定により求められ、このことは生理的に最も
正しい方法である。不整脈が存在するか又は心臓４が静
脈洞リズムに従って鼓動するかに応じて、従って第３図
に示されそれぞれの身体活動に適合した心拍周波数ＡＲ
が、Ａ−Ｄ変換器１６の出力データによりアルゴリズム
に基づき求められた心拍周波数でもあり得るし、また測
定された実際の心拍周波数でもあり得ることが明らかで
ある。不整脈が現れ心臓４が刺激を必要とすると、連続
する刺激パルスの所定の数例えば３０刺激パルスの間、
最後に実際に存在する心拍周波数に基づいて設定された
基本間隔及び不応時間の長さが維持される。所定数を超
える刺激パルスの連続した数が必要であれば、制御ロジ
ック９は基本間隔及び不応時間の長さを求めるためにＡ
−Ｄ変換器１６の出力データを利用する。
心臓が短い周期のときしかないしは全く静脈洞リズムに
従って鼓動しないような生体に、この発明に基づくベー
スメーカが植え込まれる場合、又は下記のことが別の理
由から望ましい場合には、心臓ペースメーカの相応のプ
ログラミングによりカウンタ２３の出力データが基本的
に無視されるようにすることが可能である。
この発明の枠内において不整脈検出器２２及びカウンタ
２３を完全に省略することもまた可能である。更に温度
センサ１４．信号処理回路１５及びＡ−ＤＩ換器１６を
省略することもまた可能である。そのとき心臓ペースメ
ーカは専ら第２図により説明した第１の作動方式に基づ
き作動する。
この発明をＶＶＩモードで働く心臓ペースメーカにより
説明したが、この発明は同様に他の心臓ペースメーカの
場合にも適用することができる。
この発明は特にＤＤＤモードで働く心臓ペースメーカに
関連して有利である。なぜならば心臓ペースメーカが「
遠方界Ｒ波過敏検出」のためにＡＯＯモードへ移行する
という、このペースメーカに存在する危険が有効に対処
されるからである。「遠方界Ｒ波過敏検出」とは、ＱＲ
５複合波が心室から始まるＲ波電位伝播のために心房電
極により検出されることを、ａ味する。
心臓ペースメーカの前記の特殊な構成は一例にすぎない
と解釈すべきである。この発明にとって重要な機能は心
臓ベースメーカの異なる構成の場合にも実現することが
できる。
この発明をこれまで心臓ベースメーカを例として説明し
た。しかしこの発明は他の組織刺激装置の場合にも採用
することができる。
【図面の簡単な説明】
ＷＪ１図はこの発明に基づく医療器具の一実施例として
の心臓ベースメーカのブロック線図、第２図及び第３図
はそれぞれ第１図に示す心臓ベースメーカの異なる運転
方式の実施例を示す線図である。 ６・・・検出装置 ８・・・刺激パルス発生器 ９・・・制御ロジック １１．１２．１３．２３・・・カウンタ１４・・・温度
センサ １５・・・信号処理回路 工６・・・Ａ−Ｄ変換器 １８・・・演算回路 １９・・・遠隔測定レジスタ ２０・・・遠隔測定回路 ２２・・・不整脈検出器 ＡＲ・・・収縮周波数 ＫＡ・・・生体活動 ＰＰ、ＰＰ’・・・第１の時間間隔 Ｒ’　、　Ｒ”　、　Ｒ１１′、　Ｒ、Ｒ２、間間隔 Ｒ３・・・第２の時

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １）自発的な組織収縮を検出する装置（６）、組織収縮
    を刺激する装置（８）及び制御装置（９、１０、１１、
    １２、１３、１８）を備え、組織収縮の検出又は刺激に
    より始動させられ長さを調節可能な第１の時間間隔（Ｐ
    Ｐ）の終了前に、新しい第１の時間間隔（ＰＰ）を始動
    させる自発的な組織収縮が検出されない限り、制御装置
    がそれぞれ前記第１の時間間隔（ＰＰ）の終了後に刺激
    装置（８）を作動させ、それぞれ組織収縮の検出又は刺
    激により始動させられ長さが第１の時間間隔（ＰＰ）よ
    り短い第２の時間間隔（Ｒ′、Ｒ″、Ｒ′″）の終了前
    には、検出された自発的な組織収縮が新しい第１の時間
    間隔（ＰＰ）を始動させることを制御装置 が防止し、また制御装置が第２の時間間隔（Ｒ′、Ｒ″
    、Ｒ′″）中の自発的な組織収縮の検出に基づき新しい
    第２の時間間隔（Ｒ′、Ｒ″、Ｒ′″）を始動させるよ
    うに構成した生体中に植え込み可能な医療器具において
    、制御装置（９、１０、１１、１２、１３、１８）が第
    ２の時間間隔（Ｒ′、Ｒ″、Ｒ′″）の長さを第１の時
    間間隔（ＰＰ）の設定された長さに関係して調節し、第
    ２の時間間隔（Ｒ′、Ｒ″、Ｒ′″）の長さが所定量だ
    け第１の時間間隔の設定された長さより短いようにする
    ことを特徴とする植え込み可能な医療器具。 ２）自発的な組織収縮を検出する装置（６）、組織収縮
    を刺激する装置（８）及び制御装置（９、１０、１１、
    １２、１３、１８）を 備え、組織収縮の検出又は刺激により始動させられ長さ
    を調節可能な第１の時間間隔（ＰＰ、ＰＰ′）の終了前
    に、新しい第１の時間間隔（ＰＰ、ＰＰ′）を始動させ
    る自発的な組織収縮が検出されない限り、制御装置がそ
    れぞれ前記第１の時間間隔（ＰＰ、ＰＰ′）の終了後に
    刺激装置（８）を作動させ、それぞれ組織収縮の検出又
    は刺激により始動させられ長さが第１の時間間隔（ＰＰ
    、ＰＰ′）より短い第２の時間間隔（Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３
    ）の終了前には、検出された自発的な組織収縮が新しい
    第１の時間間隔（ＰＰ、ＰＰ′）を始動させることを制
    御装置が防止し、また制御装置が第２の時間間隔（Ｒ１
    、Ｒ２、Ｒ３）中の自発的な組織収縮の検出に基づき新
    しい第２の時間間隔（Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３）を始動させる
    ように構成した生体中に植え込み可能な医療器具におい
    て、それぞれの生体活動（ＫＡ）に適合する収縮周波数
    （ＡＲ）を算出する装置（９、１０、１４、１５、１６
    、２２、２３）が設けられ、制御装置（９、１０、１１
    、１２、１３、１８）が第２の時間間隔（Ｒ１、Ｒ２、
    Ｒ３）の長さを調節し、一方ではこの長さの時間的経過
    が算出適合収縮周波数（ＡＲ）に相応する周期の時間的
    経過に少なくともほぼ従いかつこの周期より短く、また
    他方では第１の時間間隔（ＰＰ、ＰＰ′）の設定された
    長さより常に短いようにすることを特徴とする植え込み
    可能な医療器具。 ３）適合収縮周波数（ＡＲ）を算出する装置（９、１４
    、１５、１６、２２、２３）が身体活動（ＫＡ）に相応
    する信号を形成するセンサ装置（１４）を有し、制御装
    置（９、１０、１１、１２、１３、１８）がセンサ装置
    （１４）の信号により適合収縮周波数（ＡＲ）を算出す
    るように構成されていることを特徴とする請求項２記載
    の医療器具。 ４）適合収縮周波数（ＡＲ）を算出する装置（９、１０
    、１４、１５、１６、１９、２２、２３）が直接連続し
    て起こる組織収縮の反復周波数を測定する装置（９、１
    ０、２２、２３）を、有し、制御装置（９、１０、１１
    、１２、１３、１８）が測定された反復周波数を算出適
    合収縮周波数（ＡＲ）として考慮することを特徴とする
    請求項２又は３記載の医療器具。 ５）制御装置（９、１０、１１、１２、１３、１８）が
    第２の時間間隔（Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３）の長さを算出適合
    収縮周波数（ＡＲ）に相応する周期の長さより所定量だ
    け短いように調節することを特徴とする請求項２ないし
    ４の一つに記載の医療器具。 ６）所定量が調節可能であることを特徴とする請求項１
    ないし５の一つに記載の医療器具。 ７）所定量が第１の時間間隔（ＰＰ）又は算出適合収縮
    周波数（ＡＲ）に相応する周期の長さの所定のパーセン
    テージに相応することを特徴とする請求項１又は５又は
    ６の一つに記載の医療器具。 ８）所定量は、第２の時間間隔（Ｒ′″、Ｒ３）の長さ
    に相応する周波数が第１の時間間隔（ＰＰ）の長さに相
    応する周波数又は算出適合収縮周波数（ＡＲ）を超える
    分の周波数所定値に相応することを特徴とする請求項１
    又は５又は６の一つに記載の医療器具。 ９）第２の時間間隔（Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３）が連続する二
    つの部分時間を備え、その第１の部分が一定の長さを有
    し、その第２の部分が所定量だけ減少され、第２の時間
    間隔（Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３）の第２の部分時間中に行われ
    る自発的な組織収縮の検出だけが新しい第２の時間間隔
    （Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３）を始動させるように、制御装置（
    ９、１０、１１、１２、１３、１８）が構成されている
    ことを特徴とする請求項１ないし８の一つに記載の医療
    器具。 １０）第１の時間間隔（ＰＰ′）の長さが算出適合収縮
    周波数（ＫＡ）に相応する周期に相応するように、第１
    の時間間隔（ＰＰ′）を調節するように制御装置（９、
    １０、１１、１２、１３、１８）が構成されていること
    を特徴とする請求項２ないし９の一つに記載の医療器具
    。 １１）心臓ペースメーカとして構成され、検出装置（６
    ）が自発的な心筋収縮を検出し、刺激装置（８）が心筋
    収縮を刺激し、生体活動（ＫＡ）に適合する収縮周波数
    （ＡＲ）を算出する装置（９、１０、１４、１５、１６
    、２２、２３）がそれぞれの生体活動（ＫＡ）に適合し
    た心拍周波数又は生体の自発的な心拍周波数を算出する
    ことを特徴とする請求項１ないし１０の一つに記載の医
    療器具。 １２）自発的な組織収縮が検出され、それぞれ組織収縮
    の検出又は刺激の終了後に始動させられその長さが調節
    可能な第１の時間間隔（ＰＰ）の終了前に、新しい第１
    の時間間隔（ＰＰ）を始動させる自発的な組織収縮が検
    出されない限り、前記第１の時間間隔（ＰＰ）の終了後
    に組織収縮が刺激され、自発的な組織収縮の検出又は組
    織収縮の刺激により始動させられその長さが第１の時間
    間隔（ＰＰ）より短い第２の時間間隔（Ｒ′、Ｒ″、Ｒ
    ′″）の終了前には、検出された自発的な組織収縮が新
    しい第１の時間間隔（ＰＰ）を始動させることが防止さ
    れ、第２の時間間隔（Ｒ′、Ｒ″、Ｒ′″）中の自発的
    な組織収縮の検出後に新しい第２の時間間隔（Ｒ′、Ｒ
    ″、Ｒ′″）が始動されるようにした組織収縮のための
    生体刺激方法において、第２の時間間隔（Ｒ′、Ｒ″、
    Ｒ′″）の長さが第１の時間間隔（ＰＰ）の設定された
    長さに関係して決定され、第２の時間間隔（Ｒ′、Ｒ″
    、Ｒ′″）の長さが第１の時間間隔（ＰＰ）の長さより
    所定量だけ短いように調節されることを特徴とする刺激
    方法。 １３）自発的な組織収縮が検出され、それぞれ組織収縮
    の検出又は刺激の終了後に始動させられその長さが調節
    可能である第１の時間間隔（ＰＰ、ＰＰ′）の終了前に
    、新しい第１の時間間隔（ＰＰ、ＰＰ′）を始動させる
    自発的な組織収縮が検出されない限り、前記第１の時間
    間隔（ＰＰ、ＰＰ′）の終了後に組織収縮が刺激され、
    自発的な組織収縮の検出又は組織収縮の刺激により始動
    させられその長さが第１の時間間隔（ＰＰ、ＰＰ′）よ
    り短い第２の時間間隔（Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３）の終了前に
    は、検出された自発的な組織収縮が新しい第１の時間間
    隔（ＰＰ、ＰＰ′）を始動させることが防止され、第２
    の時間間隔（Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３）中の自発的な組織収縮
    の検出後に新しい第２の時間間隔（Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３）
    が始動されるようにした組織収縮のための生体刺激方法
    において、それぞれの生体活動（ＫＡ）に適合する収縮
    周波数（ＡＲ）が算出され、第２の時間間隔（Ｒ１、Ｒ
    ２、Ｒ３）の長さは、一方ではその時間的経過が適合収
    縮周波数（ＡＲ）に相応する周期の時間的経過に少なく
    ともほぼ従いかつこの周期より短く、また他方では常に
    第１の時間間隔（ＰＰ、、ＰＰ′）の設定された長さよ
    り短いように調節されることを特徴とする刺激方法。
JP2270331A 1989-10-11 1990-10-08 植え込み可能な医療器具 Pending JPH03133465A (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP89118911A EP0422271B1 (de) 1989-10-11 1989-10-11 In den Körper eines Lebewesens implantierbares medizinisches Gerät mit Mitteln zur Stimulation von Gewebekontraktionen
EP89118911.0 1989-10-11

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JPH03133465A true JPH03133465A (ja) 1991-06-06

Family

ID=8202014

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2270331A Pending JPH03133465A (ja) 1989-10-11 1990-10-08 植え込み可能な医療器具

Country Status (4)

Country Link
US (1) US5042480A (ja)
EP (1) EP0422271B1 (ja)
JP (1) JPH03133465A (ja)
DE (1) DE58909830D1 (ja)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05192416A (ja) * 1991-08-05 1993-08-03 Siemens Ag デュアルチャンバペースメーカおよびその作動方法
JP2014515965A (ja) * 2011-05-23 2014-07-07 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド 心機能管理と腎治療法を組み合わせるための装置および方法

Families Citing this family (28)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2682878B1 (fr) * 1991-10-25 1993-12-10 Ela Medical Procede de reglage automatique de l'hysteresis dans un stimulateur cardiaque.
US5336244A (en) * 1992-10-07 1994-08-09 Medtronic, Inc. Temperature sensor based capture detection for a pacer
DE69612113T2 (de) * 1995-12-28 2001-09-27 Eco Solutions Ltd Wässrige zusammensetzung zum plastifizieren und weichmachen von farbanstrichen
US5978707A (en) * 1997-04-30 1999-11-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus and method for treating ventricular tachyarrhythmias
US6556862B2 (en) * 1998-03-19 2003-04-29 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for treating supraventricular tachyarrhythmias
US6240313B1 (en) * 1999-04-19 2001-05-29 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system with prevention of double counting of events
US8064997B2 (en) 1999-05-21 2011-11-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for treating irregular ventricular contractions such as during atrial arrhythmia
US6501988B2 (en) 2000-12-26 2002-12-31 Cardiac Pacemakers Inc. Apparatus and method for ventricular rate regularization with biventricular sensing
US7062325B1 (en) 1999-05-21 2006-06-13 Cardiac Pacemakers Inc Method and apparatus for treating irregular ventricular contractions such as during atrial arrhythmia
US7181278B2 (en) * 1999-05-21 2007-02-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus and method for ventricular rate regularization
US7212860B2 (en) 1999-05-21 2007-05-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus and method for pacing mode switching during atrial tachyarrhythmias
US6430438B1 (en) 1999-05-21 2002-08-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system with atrial shock timing optimization
US6516227B1 (en) 1999-07-27 2003-02-04 Advanced Bionics Corporation Rechargeable spinal cord stimulator system
US6480741B1 (en) * 1999-09-07 2002-11-12 Cardiac Pacemakers, Inc. Heart monitors with robust interval measurements
US7039461B1 (en) 2000-05-13 2006-05-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac pacing system for prevention of ventricular fibrillation and ventricular tachycardia episode
US6501987B1 (en) 2000-05-26 2002-12-31 Cardiac Pacemakers, Inc. Rate smoothing control
US7239914B2 (en) * 2000-05-13 2007-07-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Rate smoothing control
US6847842B1 (en) 2000-05-15 2005-01-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for reducing early recurrence of atrial fibrillation with defibrillation shock therapy
US8512220B2 (en) 2000-05-26 2013-08-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Rate smoothing control
US6424865B1 (en) 2000-07-13 2002-07-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Ventricular conduction delay trending system and method
US6512951B1 (en) 2000-09-14 2003-01-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Delivery of atrial defibrillation shock based on estimated QT interval
US6829504B1 (en) * 2000-09-14 2004-12-07 Cardiac Pacemakers, Inc. System and method for preventing recurrence of atrial tachyarrhythmia
US20020087198A1 (en) * 2000-12-29 2002-07-04 Kramer Andrew P. Apparatus and method for ventricular rate regularization
US6957100B2 (en) * 2000-12-26 2005-10-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and system for display of cardiac event intervals in a resynchronization pacemaker
US6963776B2 (en) * 2001-04-05 2005-11-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system synchronizing atrial shock to ventricular depolarization based on length of sensing refractory
GB2414701A (en) * 2004-06-05 2005-12-07 Black & Decker Inc Rotary spindle for a power tool
EP2231004B1 (en) 2007-12-13 2018-01-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Supraventricular tachy sensing vector
US10084612B2 (en) 2016-10-05 2018-09-25 International Business Machines Corporation Remote control with muscle sensor and alerting sensor

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3857399A (en) * 1970-03-24 1974-12-31 F Zacouto Heart pacer
FR2082703A5 (ja) * 1970-03-24 1971-12-10 Zacouto Fred
US4052991A (en) * 1970-03-24 1977-10-11 Fred Zacouto Method of stimulating the heart
US3759266A (en) * 1970-10-07 1973-09-18 Medcor Inc Ng reset and voltage increasing circuits cardiac autopacer with variable refractory non linear feedback latchi
GB1493353A (en) * 1973-11-21 1977-11-30 Devices Implants Ltd Device for terminating tachycardia
US4023121A (en) * 1974-01-04 1977-05-10 Arco Medical Products Company Oscillator for demand heart pacer
US3881493A (en) * 1974-02-07 1975-05-06 American Optical Corp Synchronously reinforcing pacer
US4173230A (en) * 1977-08-19 1979-11-06 Biotronik Mess- Und Therapiegerate Gmbh & Co. Noise elimination and refractory period control in demand pacers
US4163451A (en) * 1977-10-26 1979-08-07 Cordis Corporation Interactive method and digitally timed apparatus for cardiac pacing arrhythmia treatment
US4140132A (en) * 1978-03-23 1979-02-20 Dahl Joseph D Variable rate timer for a cardiac pacemaker
US4428378A (en) * 1981-11-19 1984-01-31 Medtronic, Inc. Rate adaptive pacer
US4543954A (en) * 1982-05-19 1985-10-01 Purdue Research Foundation Exercise responsive cardiac pacemaker
US4750495A (en) * 1987-06-05 1988-06-14 Medtronic, Inc. Oxygen sensing pacemaker
US4856523A (en) * 1987-10-08 1989-08-15 Siemens-Pacesetter, Inc. Rate-responsive pacemaker with automatic mode switching and/or variable hysteresis rate
US4920965A (en) * 1987-11-25 1990-05-01 Medtronic, Inc. Dual chamber pacemaker with adaptive atrial escape interval
DE3885876T3 (de) * 1988-02-01 2004-07-15 St. Jude Medical Ab Herzschrittmacher mit einer Hysteresefunktion.

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05192416A (ja) * 1991-08-05 1993-08-03 Siemens Ag デュアルチャンバペースメーカおよびその作動方法
JP2014515965A (ja) * 2011-05-23 2014-07-07 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド 心機能管理と腎治療法を組み合わせるための装置および方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP0422271A1 (de) 1991-04-17
DE58909830D1 (de) 1998-03-12
EP0422271B1 (de) 1998-02-04
US5042480A (en) 1991-08-27

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JPH03133465A (ja) 植え込み可能な医療器具
US6424865B1 (en) Ventricular conduction delay trending system and method
US9220905B2 (en) Sampling intrinsic AV conduction time
US5741308A (en) Dual-chamber implantable pacemaker and method of operating same for automatically setting the pacemaker's AV interval as a function of a natural measured conduction time
US6823213B1 (en) Implantable medical device and method using integrated T-wave alternans analyzer
EP1610859B1 (en) Apparatus for evaluating and optimizing ventricular synchronization
US5159926A (en) Medical stimulation and/or monitoring device interacting with the body of a patient based upon selectable parameter set
EP1536859B1 (en) System for detection and treatment of myocardial wall stress
US5417717A (en) Implantable cardiac function monitor and stimulator for diagnosis and therapy delivery
US5873895A (en) Pacemaker and method of operating same that provides functional atrial cardiac pacing with ventricular support
EP1501600B1 (en) Combined anti-tachycardia pacing (atp) and high voltage therapy for treating ventricular arrhythmias
US4827934A (en) Sensing margin detectors for implantable electromedical devices
EP1436043B1 (en) Cardiac rhythm management system
US8175695B2 (en) T-wave alternans train spotter
EP0753326A2 (en) Implantable pacemaker
JPH067458A (ja) 二室モードでヒステリシス機能を有する植込形ペースメーカ
EP1923097B1 (en) Heart stimulator
US6650938B2 (en) Method and system for preventing atrial fibrillation by rapid pacing intervention
EP1905480A1 (en) Biventricular heart stimulator
US5016632A (en) Medical device and method for stimulating a physiological event in a patient with a stimulation intensity automatically adapting to the physical activity of the patient
US5074304A (en) Implantable heart pacemaker and method for stimulating the heart with the repetition rate of the stimulations of heart muscle contractions limited to a maximum value
US4996986A (en) Implantable medical device for stimulating a physiological function of a living being with adjustable stimulation intensity and method for adjusting the stimulation intensity
EP1453571B1 (en) Rate responsive pacing system with qt sensor based on intrinsic qt data
US11318314B2 (en) Delivery of cardiac pacing therapy for cardiac remodeling
EP1499385B1 (en) Ventricular safety pacing in biventricular pacing