JPH0371908B2 - - Google Patents

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JPH0371908B2
JPH0371908B2 JP62291650A JP29165087A JPH0371908B2 JP H0371908 B2 JPH0371908 B2 JP H0371908B2 JP 62291650 A JP62291650 A JP 62291650A JP 29165087 A JP29165087 A JP 29165087A JP H0371908 B2 JPH0371908 B2 JP H0371908B2
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JP
Japan
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signal
heart
pacing
heart rate
cardiac
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JP62291650A
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JPS63212375A (ja
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Menken Jon
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Publication of JPH0371908B2 publication Critical patent/JPH0371908B2/ja
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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
    • A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
    • A61N1/39—Heart defibrillators
    • A61N1/3956—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion
    • A61N1/3962—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion in combination with another heart therapy
    • A61N1/39622—Pacing therapy

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は、異常心拍数を感知しそして刺激電気
パルスを心臓に送給してこのような異常を矯正す
る植え込み式の装置に関する。特に、本発明は、
ペースどりを要求とする不整脈及び心室細動を検
出しそして適当な処置を施すことのできるペー
サ／カルジオバータ、及びこのような検出及び心
臓の処置を行なう対応する方法に関する。
従来の技術 電気的な活動を感知することによつて心臓を監
視できることは良く知られている。心臓の状態を
判断しそして心臓が異常に低い心拍数（徐脈）で
鼓動しているか正常の心拍数（正常の洞リズム）
で鼓動しているか異常に高い心拍数（頻脈）で鼓
動しているか一般的にこんこんとした高い心拍数
（心室細動）で鼓動しているか或いは鼓動が実質
的に停止している（不全収縮）かを特に判断する
ために多数の処置機構が案出されている。
心臓の電気的活動を感知し、それにより得られ
た信号を前処理し（例えば、前置増幅器、フイル
タ、等によつて）そして或る形態でデジタル化す
ることができる。デジタル化された信号は、心臓
の状態を特に判断するように更に処理することが
できる。これらの動作は、植え込み式の装置で行
なうことができる。この診断結果に基づいて、植
え込み式の装置から心臓に刺激パルスが与えられ
る。刺激パルスは、ペースどりパルス、低レベル
の電気シヨツクパルス又は高レベルの電気シヨツ
クパルスで構成することができる。低レベル及び
高レベルのシヨツクパルスは、ここで「除細動パ
ルス」と称し、これらは、通常、ほゞ１ジユール
以上のエネルギであるのに対し、ペースどりパル
スはマイクロジユール範囲のエネルギである。
或る場合には、心室細動中の心臓の電気的活動
が非常に低い振幅レベルにある。ここで「心臓信
号」と称する心臓からの信号がスレツシユホール
ドレベルを越えるかどうかが植え込み式の装置で
テストされる場合には、この装置が心臓の状態を
不全収縮（鼓動なし）又は徐脈（低速鼓動）と診
断しそして実際に心臓が心室細動（VF）である
時にペースどりパルスを発生することがある。と
いうのは、VFを表わしている低レベルの電気的
活動では、植え込み式装置のスレツシユホールド
検出回路をトリガするのに不充分だからである。
このようなペースどりパルスは、感知回路によつ
て検出されそして生命を脅かす心室細動の確認を
更に妨げる。
発明の構成 本発明の目的は、心臓にペースどりパルスを発
生する前に低レベルの電気的な心臓信号を感知す
ることのできる植え込み式の装置を提供すること
である。
本発明の別の目的は、一方のチヤンネルがＲ−
Ｒインターバルを検出しそしてペースどり信号を
発生し（ペースどりチヤンネル）そして他方のチ
ヤンネルが自動利得制御式の可変増幅器を有して
いる（心拍数検出チヤンネル）ような二重チヤン
ネル処理回路を利用して低レベルのVF信号を感
知することである。
本発明の更に別の目的は、低レベルのVE心臓
信号を検出できるレベルまで心拍数検出チヤンネ
ルの利得を増加できるようにするために、或る短
い時間中ペースどり信号をブランクにすることで
ある。
本発明による植え込み式のカルジオバータ／ペ
ーサは、ペースどり信号及び心拍数信号を各々発
生する２つのチヤンネルを使用しており、これら
の信号はマイクロプロセツサに供給される。その
ペーサチヤンネルは感知増幅器を備えており、こ
の増幅器は、設定利得を有していると共に、その
入力に送られた心臓信号（ECG信号）にＲ波ピ
ークが存在する場合にワンシヨツト回路をトリガ
する。ワンシヨツト回路の出力は、予め確立され
た時間インターバル内にＲ波が存在するかどうか
を判断するペーサ／タイマに供給される。Ｒ波が
検出されない時、即ち、ワンシヨツト回路がリセ
ツトパルスをタイマへ発生しない時には、ペー
サ／タイマがペーサ信号をマイクロプロセツサへ
出力する。
心拍数検出チヤンネルは、ペーサチヤンネルと
同じ形態で心臓信号、即ち、ECG信号を得る。
この心臓信号は最初に増幅されそして自動利得制
御器（AGC）を用いて可変増幅される。この
AGCは、心臓信号の初期レベルと、心臓信号の
検出されたピーク間の時間とに基づいて制御増幅
器の利得を増加する。可変利得増幅器の出力はワ
ンシヨツト回路に送られ、このワンシヨツト回路
は、次いで、心拍数信号をマイクロプロセツサへ
発生する。AGCは、ペースどり逃避インターバ
ル、即ち、ECG心臓信号における正常の洞リズ
ムのＲ波間の時間よりも大きい時定数を有してい
る。
低レベルのVE心臓信号を検出するために、マ
イクロプロセツサは、ペーサ／タイマからの第１
及びおそらくは第２のペースどり信号を無視し、
即ち、ブランクにし、心拍数検出チヤンネルの利
得で増幅して最大値に接近できるようにする。心
拍数検出チヤンネルの利得が高い時には、低レベ
ルのVF心臓信号が入力に存在するかどうか又は
心臓が不全又は徐脈状態を受けいているかどうか
の判断を行なうことができる。１秒又は２秒の間
ペースどり信号を無視、即ち、ブランクにするこ
とにより、心拍数検出チヤンネルはペーサ欠陥を
検出せず、マイクロプロセツサは、低レベルの
VF心臓信号が検出されなければペースどりパル
スを発生し或いはVFが検出されれば除細動パル
スを発生することにより、心臓に適当な処置を施
すことができる。
実施例 以下、添付図面を参照した実施例の詳細な説明
から本発明の更に別の目的及び効果が理解されよ
う。
本発明は、植え込み式のカルジオバータ／ペー
サに係り、特に、ペースどりチヤンネルと、心拍
数検出チヤンネルとを用いた装置に係る。ペース
どりチヤンネルは、ECG即ち心臓信号のＲ−Ｒ
インターバルが設定時間インターバル内に検出さ
れない時にペースどり信号を発生しそして心拍数
検出チヤンネルは、心臓信号が低レベルの電気信
号である場合でも心拍数信号を発生する。
第１図は、ECG即ち心臓信号のＲ波が所定の
時間インターバル内に存在するかどうかを判断し
そしてこのようなＲ波がこの時間インターバル内
に検出されない場合にペースどりパルスを発生す
る公知装置のブロツク図である。ECG即ち心臓
信号は、患者の心臓に取り付けられるか又はその
付近に設けられた適当な手段、例えば、バイポー
ラ電極リード、パツチ又はその組合せ体によつて
感知される。この信号は、ペース感知リード１２
及び１４に送られる。ここで、「心臓信号」とい
う用語は、ECG信号と同義語である。然し乍ら、
心臓信号は、ECG信号を増幅したものであつて
もよい。リード１２及び１４からの心臓信号は、
可変抵抗Ｒ１によつて設定された感知増幅器１６
へ送られる。増幅器１６の出力は、ワンシヨツト
回路１８に送られ、心臓信号の振幅が所定のスレ
ツシユホールドを越えると、出力が高レベルにな
り、ワンシヨツト回路が作動する。ワンシヨツト
１８は、所定の巾のリセツトパルスをその出力に
発生し、これは、ペーサ／タイマ２０のリセツト
端子に送られる。ペーサ／タイマ２０は、所定の
時間インターバル内にリセツトパルスが送られな
い場合にペースどりパルス出力を発生するように
セツトされる。この時間インターバルは、それよ
り低くなるとペースどりパルスを心臓に加えると
いう心拍数レベルを定める。このインターバル
は、感知増幅器１６の増幅度と同様にセツトする
ことができる。一般に、タイマ２０は、正常の洞
リズム即ち正常の心臓鼓動の間にはＲ−Ｒインタ
ーバルの短時間後に時間切れする。
或る状態においては、心拍数の高い非常に低レ
ベルの電気的活動によつてのみ心室細動が明らか
にされる。低レベルの心臓信号が感知増幅器１６
のトリガスレツシユホールドを越えるのに不充分
である場合に、第１図に示された公知のペースど
りチヤンネルでは、ワンシヨツト回路１８からの
リセツトパルスがないときに各々の所定のインタ
ーバルでペーサ／タイマ２０によつてペースどり
パルスが発生される。従つて、マイクロプロセツ
サである制御回路は、通常、このペースどりパル
スに応答して、ペースどり刺激パルスを心臓に発
生する。というのは、マイクロプロセツサには、
低レベル心室細動の心臓信号の指示が与えられな
いからである。
本発明は、ペースどりチヤンネル３０と、心拍
数検出チヤンネル４０とを示した第２図のブロツ
ク図に概略的に示されている。両チヤンネルは、
端子２２及び２４から心臓信号を受け取る。
ペースどりチヤンネル３０は、第１図について
上記した回路に一般的に類似している。感知増幅
器３２は、抵抗Ｒ１′の抵抗値に基づいた調整可
能な感知レベルを有している。増幅器３２の利得
及び感知レベルは、抵抗Ｒ１′で表わされた一連
の抵抗によつてプログラム可能にセツトされる。
増幅器３２は、リード２２及び２４の心臓信号が
感知レベルを越えた時に出力を発生するので、
ECG信号のＴ波やノイズのような幾つかの感知
信号を回避するために、調整可能なレベルが所望
される。入力の心臓信号は、ペースどりワンシヨ
ツト回路３４をトリガしてリセツトパルスを発生
するためには感知増幅器３２のスレツシユホール
ドを越えなければならない。感知増幅器３２をト
リガするための典型的な範囲は、0.5ｍＶないし
5.0ｍＶである。このスレツシユホールドより低
いと、ワンシヨツト回路３４は作動せず、即ち、
出力を発生せず、従つて、ペーサ／タイマ３６が
時間切れし、ペースどりパルスをマイクロプロセ
ツサ制御器５０に発生する。
VF心臓信号の振幅は、入力リード２２及び２
４に電気的に持続された感知リード（例えば、バ
イポーラリード）にまたがつて急激に変化するの
で、心臓信号の振幅は、ペースどりチヤンネル３
０の検出可能なスレツシユホールドよりも下がる
ことがあり、従つて、タイマ３６が時間切れし、
マイクロプロセツサ制御器５０へペースどり信号
を発生する。
心拍数は、心室細動を診断するための検出基準
の１つである。それ故、ペース感度スレツシユホ
ールドより低い心臓の活動を測定することが必要
である。第２図の心拍数検出チヤンネル４０は、
リード２２及び２４に送られる心臓入力信号のレ
ベルに拘りなくマイクロプロセツサ５０のための
心拍数信号を発生する。
心拍数検出チヤンネル４０は、心臓信号を予め
増幅するための増幅器４２と、自動利得制御器
（以下、AGCという）を含む増幅器４４と、心拍
数を表わす出力を発生するワンシヨツト回路４６
とを備えている。インターバルP1は、心拍数検
出チヤンネル４０によつて検出されたECG心臓
信号のＲ−Ｒインターバルである。又、心拍数検
出チヤンネル４０は、信号が基準即ちスレツシユ
ホールドを越える場合にのみその信号がワンシヨ
ツト回路に送られるように、増幅器４４とワンシ
ヨツト４６との間に比較器又はスレツシユホール
ドセンサを含むこともできる。或いは又、ワンシ
ヨツト回路は、入力信号が最小スレツシユホール
ド値を越えた時だけトリガするようにセツトする
こともできる。
一般に、心臓信号は増幅器４２において増幅さ
れ、次いで、増幅器４４において可変に増幅され
る。増幅器４４の利得はAGCによつてセツトさ
れ、この利得は、該増幅器に送られる心臓信号の
初期レベルと、その初期信号のピーク間の時間と
に基づいたものである。更に増幅された心臓信号
がスレツシユホールドを越えた時には、ワンシヨ
ツト回路４６に信号が送られそして心拍数を表わ
すパルスがそこから発生される。
第３図は、第２図のAGCに対する利得と活動
感知後の時間との関係を示す曲線のグラフであ
る。AGCは、最大感度に対して要求される固有
の時定数を有している。AGCの時定数は、典型
的なペースどりインターバル即ちＲ−Ｒインター
バルより長い。この長い時定数の主たる理由は、
心室頻脈又は心室細動の擬似指示を生じることの
ある不所望な心臓活動を感知しないようにするこ
とである。第３図の時間t1、t2及びt3は、AGCの
リセツト状態t0からの時間スパンに対応する。
AGCは、最後に感知したピークの時間とそのピ
ークの振幅とに基づいてリセツトされる。それ
故、時間t0において、AGCは、心臓信号の正常
のＲ波によつてリセツトされる。時間t1は、Ｒ−
Ｒインターバルの半分に対応する。時間t2は、Ｒ
−Ｒインターバルの２又は３倍に対応しそして時
間t3は、Ｒ−Ｒインターバルの３又は４倍に対応
する。もちろん、時間t2まで信号が感知されない
場合には、増幅器４４の利得が最大値に近づく。
第４図は、心臓活動時間曲線、即ち例示的な
ECG信号が心室細動の急激な始まりを示してい
るタイミング図であり、心室細動においてはVF
の電気信号レベルがＲ波の振幅に比べて非常に低
くなる。ペースどりワンシヨツト回路３４は、第
４図に示すように、各々の検出されたＲ波におい
てリセツトパルスを発生する。それ故、ペーサ／
タイマ３６は、インターバルＰ１の後にリセツト
される。然し乍ら、このインターバルの後に、ペ
ーサ／タイマ３６は、インターバルＰ２の終りに
時間切れし、マイクロプロセツサ５０へペースど
り信号を発生する。次いで、タイマ３６は、自動
的にリセツトし、カウントダウンし続け、インタ
ーバルＰ３の終りに別のペースどり信号を発生す
る。公知の装置においては、マイクロプロセツサ
５０がペースメーカ回路５２を作動し、回路５２
がペースどりパルスを心臓に発生する。これらの
ペースどりパルスは心臓を刺激し、パルスの欠陥
が生じると、心拍数検出チヤンネル４０は、イン
ターバルＰ２及びインターバルＰ３の終りに心拍
数信号を発生する。それ故、マイクロプロセツサ
５０は、或る形式のVFを表わす非常に速いが低
レベルの心臓活動をおそらく検出することができ
ない。
第５図は、同じ心臓活動を表わす信号、即ち、
心臓信号と、ペースどりワンシヨツト回路３４に
生じる出力と、ペーサ／タイマ３６に生じる出力
とを示している。然し乍ら、第５図において、ペ
ースどり信号は、マイクロプロセツサ５０により
２秒間（例えば）ブランクにされ、即ち、無視さ
れ、従つて、AGCは心拍数検出チヤンネル４０
の増幅器４４の利得を増加し、そこで、長いイン
ターバルＰ４の終りにマイクロプロセツサ５０に
心拍数信号が供給される。この特定の場合には、
最初の２つのペースどり信号がブランクにされ、
従つて、マイクロプロセツサ５０は、心臓にペー
スどりパルスを発生する前に心拍数検出チヤンネ
ル４０からの心拍数信号を「観察」することがで
きる。インターバルＰ４に続いて、マイクロプロ
セツサ５０は、心臓に付与すべき適当な処置、即
ち、除細動（即ち、カルジオバーテイング）回路
５４からの低レベルカルジオバーテイングパル
ス、高レベルカルジオバーテイングパルス、或る
ペースどりパルスルーチン、又はその組合体のい
ずれにするかを判断して、VFを処置することが
できる。
第６図は、徐脈（低い心拍数）状態を受けてい
る心臓のECG信号を示している。ブランキング
周期が１又は２秒である場合には、心臓鼓動が比
較的短い時間だけ延ばされてからペースどり回路
５２によつてペースどりパルスが発生される。ブ
ランキング周期の後に、そしてマイクロプロセツ
サ５０に加えられる更に別のペースどり信号の存
在する場合に、マイクロプロスセツサは、ペー
サ／タイマ３６からこれに加えられるペースどり
信号に基づいて規則的な刺激ペースどりパルスを
心臓に発生するようにプログラムされる。
又、マイクロプロセツサは、ペースどり信号を
一度だけブランクにしそして心拍数が所定レベル
より低いまゝである場合にペーサ回路５２を通し
てペースどりパルスを発生するようにプログラム
することもできる。第７図ないし第１０図は、こ
のようなプログラムの動作について示したタイミ
ング図である。１つの実施例において、ペースど
りチヤンヤネルは、ペースメーカ機能に対して心
臓の活動を監視するのに用いられる。心拍数検出
チヤンネルは、頻脈に対して心臓を監視する。ペ
ースどりチヤンネルの心拍数がヒステリシス心拍
数、即ち、所定の低レベル心拍数より高い場合に
は、心臓がペースどりされない。第７図におい
て、ECG信号のＲ波のR0とR1との間の時間イン
ターバルは、インターバルAHysによつて指示さ
れたヒステリシス心拍数よりも小さい。インター
バルB2S−Ａは、この実施例では、ペースどり信
号のための２秒のブランクインターバルの残り部
分である。一般に、心拍数がR1の後に第７図に
示すようにヒステリシス心拍数より下がつた場合
には、心臓が徐脈のペースどり速度でペースどり
される。然し乍ら、心拍数がヒステリシス心拍数
レベルより下がつた時にはペースどりパルスを発
生する前に、時間曲線に示すように２秒が経過し
なければならない。最初のヒステリシス時間切れ
の前にペースどりチヤンネルにおいてＲ波が検出
されない場合には、２秒の時間切れが開始され
る。２秒の時間切れ（A′Hys＋B2S−Ａ）の間に
Ｒ波が検出されない場合には、２秒の時間切れの
後に、即ち、B2S−Ａの終りに、ペースどり信号
が発生される。固有の心臓活動が徐脈心拍数又は
ヒステリシス心拍数以下に留まる場合には、心臓
が徐脈ペースどり速度でペースどりされる。
第８図に示すように２秒のインターバル中にＲ
波が検出された場合には（R1参照）、１つの付加
的なヒステリシスインターバルCHysが時間切れ
する。このインターバル中にＲ波が検出されない
場合には、全時間が２秒を越えた場合にそのイン
ターバルの終りに心臓がペースどりされる。
ヒステリシス心拍数よりも大きい心拍数を示す
４つの連続するＲ波が検出されない限り、即ち、
Ｒ波がヒステリシス心拍数インターバル内に入ら
ない限り、付加的な単一のヒステリシスインター
バルが時間切れする。これが起きた場合には、ペ
ースどりが再開される前に２秒のインターバルが
時間切れする。第９図は、２秒周期内の波R1と、
ヒステリシスインターバルCHys内の波R2とを示
しているが、次のインターバルDHys内の他のＲ
波は示しておらず、それ故、ブランク周期を呼び
出すことなくインターバルDHysの終りにペース
どりパルスが発生される。第１０図は、各々、イ
ンターバルCHys及びDHysにおける波R2及びR3
を示しているが、インターバルEHysの終りにペ
ースどりパルスが発生される。というのは、その
時間インターバル中にはＲ波がないからである。
２秒のブランク周期を回復するために、インター
バルCHys、DHys、EHys及びFHysの間にＲ波
を検出してマイクロプロセツサをリセツトしなけ
ればならない。
本発明の幾つかの好ましい特徴のみを一例とし
て示したが、多数の修正及び変更を行なうことが
できる。本発明の精神及び範囲内に含まれるこの
ような全ての修正及び変更は特許請求の範囲に包
含されるものとする。
【図面の簡単な説明】
第１図は、公知装置においてペースどりパルス
を発生するための回路を示す図、第２図は、本発
明の原理によるカルジオバータ／ペーサのブロツ
ク図、第３図は、本発明の原理による心拍数検出
チヤンネルの利得増加と時間との関係を示すグラ
フ、第４図は、心臓に送られるペースどりパルス
の欠陥を感知する心拍数検出チヤンネルを示すタ
イミング図、第５図は、低レベルのVE心臓信号
を検出するために或る時間中にペースどり信号が
ブランクにされるタイミング図、第６図は、本発
明の原理により心電図（ECG）信号として心拍
数の継続を示した図、そして第７図、第８図、第
９図及び第１０図は、ブランク周期が一度だけ使
用されそしてその後の或る多数の時間インターバ
ルの各々の間にＲ波が検出されない場合にペース
どりパルスが発生されるタイミング図である。 １２，１４……リード、１６……感知増幅器、
１８……ワンシヨツト回路、２０……ペーサ／タ
イマ、３０……ペースどりチヤンネル、４０……
心拍数検出チヤンネル、３２……感知増幅器、３
４……ペースどりワンシヨツト回路、３６……ペ
ーサ／タイマ、４２，４４……増幅器、４６……
ワンシヨツト回路、５０……マイクロプロセツサ
制御器。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １ 心臓の電気的活動を感知することにより心臓
    異常を検出しそしてそれに応じて心臓を刺激して
    処置するペースどり及びカルジオバーテイング機
    能を備えた植え込み式の装置において、 心臓の上記電気的活動を感知しそしてそれを表
    わす心臓信号を搬送するための手段と、 上記心臓信号の振幅が所定の時間周期内に第１
    の所定のスレツシユホールドを通過しない時にペ
    ースどり信号を発生するための時間及び振幅決定
    手段と、 上記心臓信号を増幅しそしてこの増幅された心
    臓信号が第２の所定のスレツシユホールドを越え
    た時に心拍数信号を発生するための増幅及び検出
    手段であつて、増幅部分の利得が上記心臓信号の
    振幅に基づいて時間と共に増加するような自動利
    得制御器を有している増幅及び検出手段と、 上記ペースどり信号及び上記心拍数信号に基づ
    いて心臓を刺激する刺激手段であつて、或る形式
    の心室不整脈を表わす低レベルの心臓信号が上記
    増幅及び検出手段で検出され得て、それにより得
    た心拍数信号を心臓処置のための基礎として使用
    できるように、上記増幅部分の利得が最大レベル
    に到達できるようにするため、設定時間周期が経
    過した後にのみペースどりパルスを発生するよう
    にした刺激手段とを備えることを特徴とする植え
    込み式の装置。 ２ 上記刺激手段は、上記心臓が上記心室不整脈
    の１つにないことを、上記心拍数信号を受け取る
    心拍数検出手段が決定するまで上記ペースどりパ
    ルスの付与を遅らせる遅延手段を備えている特許
    請求の範囲第１項記載の装置。 ３ 上記刺激手段は、上記心拍数検出手段により
    上記心室不整脈の１つであることが決定されたこ
    とにより１つ以上のカルジオバーテイングパルス
    を心臓に付与する手段を備えている特許請求の範
    囲第２項記載の装置。 ４ 上記刺激手段は、上記設定周期より大きく且
    つ複数の所定の時間周期より大きい時間周期中に
    上記ペースどり信号が発生されないことがない限
    り上記設定時間周期が最初に経過した後に上記ペ
    ースどり信号に基づいてペースどりパルスを発生
    するように作動される特許請求の範囲第１項記載
    の装置。
JP62291650A 1986-11-18 1987-11-18 異常心拍数を検出して処置する植え込み式の装置 Granted JPS63212375A (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US931854 1978-08-07
US06/931,854 US4819643A (en) 1986-11-18 1986-11-18 Method and apparatus for cardioverter/pacer featuring a blanked pacing channel and a rate detect channel with AGC

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPS63212375A JPS63212375A (ja) 1988-09-05
JPH0371908B2 true JPH0371908B2 (ja) 1991-11-14

Family

ID=25461454

Family Applications (1)

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