JPH06205847A - 植え込み可能な心臓事象検出システム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 心臓の電位記録図信号から不整心臓活動また
は他の情報を検出するための改良された心臓事象検出シ
ステムおよび方法を提供する。 【構成】 本発明のシステムは電位記録図リードを通じ
て電位記録図信号を検出し、準備段階として信号を処理
し、またそれを予め定められたサンプル時点における電
位記録図信号の大きさを表す複数個の離散的ディジタル
信号に変換する。離散的ディジタル信号は心臓事象検出
器および形態検出器の双方に与えられる。形態検出器は
電位記録図信号の形態（形状）の選択された変化を検出
する。このような変化が、心臓事象を検出するのに使用
される感度（利得および（または）しきい）を自動的に
制御する。一定時間にわたり検出された形態のなかの予
め定められた大きさの変化の生起が予め定められた不整
心臓条件の生起を指示する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は心臓事象検出に関する。
一層詳細には、本発明は心臓事象および電位記録図形態
（エレクトログラム‐モーホロジー）の検出および追跡
に関する。

【０００２】人間の心臓のなかの主要なポンピングチャ
ンバは左および右心室である。これらのチャンバのなか
の心筋組織の同時の物理的刺激は血液を大動脈および肺
動脈のなかへ排出する。血液は、心室の前に約１００ミ
リ秒収縮する左および右心房と呼ばれるより小さい前チ
ャンバから心室に入る。この間隔は房室（ＡＶ）遅延と
して知られている。筋肉組織の物理的収縮はこのような
組織の脱分極の結果であり、この脱分極は、右心房内で
開始し、左心房に広がり、また次いでその心室への通過
をいわゆるヒス（Ｈｉｓ）索を介して遅延させるＡＶ結
節に入る自発性電気的励起の波により誘発される。励起
の波の周波数は通常、洞結節により新陳代謝により調節
される。心房レートはこうして心臓の洞レートまたは洞
リズムと呼ばれる。

【０００３】心筋組織の脱分極に対応する電気信号は患
者の心電図に現れる。Ｐ波として知られている短時間の
低振幅信号が通常心室脱分極を示す優勢なＲ波を有する
ＱＲＳ複合波として知られるはるかに大きい振幅の信号
により続かれる心房脱分極を伴う。次の収縮に先立つ再
分極はＴ波として知られる心電図のなかの広い波形によ
りマークされる。

【０００４】典型的な植え込まれた心臓ペーサ（または
ペースメーカ）は心房または心室筋肉組織と接触してい
る整調リードの電極を通じて欠けている刺激パルスを供
給することにより作動する。電気的刺激は所望の収縮を
生ずる心筋（心房または心室）組織の脱分極を独立に開
始する。Ｐ波またはＲ波は同一のリード、すなわち整調
リードを通じて検出され、また自発性（自然または内因
性）心臓活動に関連して刺激パルスを同期化または禁止
するべくタイミング信号として使用され得る。検出され
た信号はそれぞれ心房電位記録図または心室電位記録図
と呼ばれる。

【０００５】用語“電位記録図リード”はここでは心臓
から検出された電位記録図信号を伝達するリードを指す
のに使用されており、また用語“整調リード”は心臓に
刺激パルスを伝達するリードを指すのに使用されてい
る。しかし、上記のように、これらのリードは一般に複
合されている。すなわち、検出された電位記録図信号
は、刺激パルスを心臓に伝達するリードと同一のリード
により心臓から伝達される。別々の用語“電位記録図リ
ード”および“整調リード”はここでは単に、電位記録
図信号および刺激パルスが別々のリードを通じて伝達さ
れ得ることを示すのに使用されている。

【０００６】あらゆる最近の植え込み可能なペースメー
カは、心臓の１つまたは双方のチャンバの活動が検出さ
れるか否かの検出回路を含んでいる。ペースメーカ感度
レベルは検出増幅器の利得の尺度である。心臓事象は、
増幅された電位記録図信号がしきい値を越える時に検出
される。もし感度レベルが過度に低いならば、いくつか
の心臓事象は、ピーク信号でさえもしきいレベルを越え
ないので、検出されない。他方、もし感度レベルが過度
に高いならば、増幅器の高利得がノイズ信号の検出の原
因となり、心臓事象の誤った検出のもとになる。通信テ
レメトリ（たとえば非侵襲的プログラミング能力）を備
えたペースメーカは医師が感度レベルを設定することを
許すので有利である。

【０００７】しかし医師が感度レベルを設定しなければ
ならないことには少なくとも２つの不利がある。第１
に、感度レベルの調節は医師が調節することを喚起しな
ければならない余分な事柄であり、また可能であればそ
の仕事から医師を解放することが有利である。第２に、
一層重要なこととして、医師は一般に時折しか患者を見
ず、また何週間または何ヵ月もの間感度レベルの変更な
しに過ぎ去ることがあり得る。問題なことに、患者に対
して所与のしきいレベルで心臓事象を正確に検出する感
度レベルは静的にとどまらない。感度レベルの変更が身
体的および精神的ストレスに順応するべく必要とされ
る。加えて、感度レベルは、心筋組織が植え込まれた電
位記録図リードへのスカリングまたは他の物理的応答を
経験するにつれて変更する必要がある。電位記録図リー
ドインタフェース内の他の変化、たとえば電位記録図リ
ードの位置のずれが正しい感度レベルに変化を生じさせ
ることもあり得る。

【０００８】不幸なことに、これらの変化は日の周期
で、また場合によっては時間または分の周期で生ずる。
医師は一般に数週または数ヵ月ごとにしか患者を見ない
ので、ペースメーカ検出回路が長い周期にわたって誤っ
て作動すること、または作動しないことが生じ得る。こ
の誤検出／不検出は心臓の不足整調または過整調の原因
となり得る。患者にとって不幸なことに、このような変
化は患者をペースメーカの植え込み前よりも悪い条件に
おく可能性がある。最もよくても、ペースメーカは、不
必要に整調し、またそれにより電池を消耗させ、またペ
ースメーカにより誘発される頻脈の危険を生じさせるこ
とにより、もしくは患者により必要とされる頻度で整調
しないことにより、効率的に作動することができない。
こうして、短い周期にわたる電位記録図信号内の変化す
る条件に応答して心臓事象検出器の感度レベルを調節す
る方法が必要とされる。

【０００９】心臓事象検出器の感度レベルを調節する１
つの方法は米国特許第 4,708,144号明細書に記載されて
いる。この特許は、増幅された信号をそのディジタル化
および整流以前に減衰させる減衰器の使用を示してい
る。信号がディジタル化かつ整流された後に、信号はピ
ーク検出器およびディジタルコンパレータに接続され
る。ピーク検出器はディジタル化かつ整流された信号の
ピーク振幅を記録し、またディジタルコンパレータはデ
ィジタル化かつ整流された各サンプルをしきい値と比較
する。もしディジタル化かつ整流されたサンプルがしき
い値を越えれば、心臓事象が検出される。検出された心
臓事象に応答して、ペースメーカ制御回路が適当な作用
をする。

【００１０】ディジタル化かつ整流された各サンプルは
最大のディジタル化かつ整流されたサンプルを記憶する
ピーク検出器にも与えられる。記憶された最大サンプル
はペースメーカ制御回路に与えられる。各心臓事象が検
出された後、ペースメーカ制御回路は平均ピーク値を生
ずる先に生起する最大値のいずれかを有する記憶された
最大値を平均化する。この平均ピーク値は、減衰器が減
衰器により行われる減衰を増大または減少させるべく調
節されるべきか否かを決定するのに使用される。特に、
もし平均ピーク値が増大すると、減衰が増大され、また
もし平均ピーク値が減少すると、減衰が減少され、それ
により信号の振幅をそのディジタル化および整流以前に
調節する。

【００１１】不利なことに、上記米国特許の回路は心臓
事象検出器の感度レベルをダイナミックに調節する１つ
の技術を提供するが、それは単に心臓事象の検出を越え
て重要な心臓モニタリング機能を行う能力に欠けてい
る。

【００１２】心臓事象の検出に加えて、特定の心臓病の
処置の際にまたはこのような病気の検出のために、スト
レスの種々の条件および心臓の変化する条件のもとでペ
ースメーカにより管理されている処置の有効性を決定す
るため特定の周期にわたり患者を連続的にモニターする
ことが望ましい。もし検出回路が、ペースメーカが理想
的または最適の処置ではない処置を管理していることを
検出すれば、処置が、たとえば、心臓が整調パルスの供
給以前に拍動しなければならないレートをしきい検出器
のしきいレベルの減少により、または整調パルスの振幅
または継続時間の増大により増大または減少させること
によって調節され得る。

【００１３】不幸なことに、ペースメーカが最適ではな
い処置を行なっていることを指示するであろう事象は稀
にしか生起しない。従って医師は、数分間のみ続くこの
ような異常な事象を一週ごと、二週ごとまたは月ごとの
検査の間に検出してペースメーカを調節することはでき
ない。この問題を解決しようと試みて、たとえば日のオ
ーダーの予め定められた周期、電位記録図信号を記録す
るデータ取得システムが開発されてきた。電位記録図信
号は次いで医師により、または、一層進歩したシステム
では、電位記録図信号により表される種々の条件に反応
するべく設計されている制御プログラムに従ってペース
メーカのなかの制御装置により解析される。このような
データ取得システムは有利なことに、長い周期にわたる
電位記録図信号の詳細な解析を許し、それにより稀な心
臓異常性の検出および順応または徐々に進行する心臓病
の早期検出を容易にする。このような長期間のモニタリ
ングは、特に改良されたプログラムされたシステムで実
行される場合には、ペースメーカが心臓の正しい処置に
実際に失敗する時点よりもずっと前の時点で心臓の異常
性の有意義かつ可能なかぎり自動的な処置を可能にす
る。加えて、このような自動化されたシステムにより、
さもなければ迅速または自動的に行われ得ないであろう
頻脈防止整調およびデフィブリレーションのような治療
が整調システムまたは専用のデフィブリレータにより心
臓に対して行われ得る。

【００１４】不幸なことに、植え込まれたデータ取得シ
ステムはこれまで電位記録図信号の制限されたサンプル
に関してしか作動可能でなかった。これは、このような
システムが電位記録図信号をメモリのなかに記憶するた
めである。メモリはサイズが制限されており、メモリが
満杯の時には、新しい電位記録図信号を記録する場所を
作るために先に記録された電位記録図信号の部分が廃棄
されなければならず、もしくはデータ取得システムが記
録を停止しなければならない。この問題を解決しようと
試みて、磁気テープ記録システムのような電位記録図信
号を記憶する種々の大容量手段が開発されてきた。たと
えば米国特許第 4,250,888号明細書には、メモリが満杯
の時に、医師にコンタクトする必要または自宅でテープ
記録装置を能動化する必要を患者に報知する警報メッセ
ージが与えられることが示唆されている。

【００１５】不利なことに、この米国特許のアプローチ
は患者がもしかすると不便な位置、すなわち医師のオフ
ィスまたは患者の自宅（そこにテープ記録システムが置
かれている）に報告することを必要とする。このような
不便さは患者に警報メッセージを無視させる原因とな
る。加えて、警報メッセージは煩わしくまた厄介であり
得る。さらに、このような警報システムは少なくとも２
つの理由で植え込み可能なペースメーカと共に使用され
ることはない。第１に、植え込み可能なペースメーカは
身体内に植え込まれており、従って警報手段は可視でも
容易に可聴でもなくなる。第２に、植え込み可能なペー
スメーカはコンパクトかつ低電力でなければならない。
一般に、警報メッセージはスピーカまたは光源により発
生され、従ってかなりの電力を消費する。こうして、制
限された周期にわたる心臓信号の小さいサンプルでの作
動に制限されずに、またテープ記録システムのような不
便かつ非実際的な記憶装置の使用を必要としない植え込
み可能な事象検出システムが必要とされることは明らか
である。

【００１６】電位記録図信号の異常な部分のみを記憶す
るいくつかのシステムが開発されてきた。たとえば上記
の米国特許第 4,250,888号明細書を参照されたい。しか
し、これらのシステムも制限された容量を有し、また十
分な数の異常部分が記憶される時に、多少のデータ喪失
が生起する。このデータ喪失は、メモリが満杯であり、
また新しい信号が廃棄されなければならず、もしくは先
に記憶された信号が廃棄されなければならない時に生起
する。問題なことに、廃棄される信号の一部は患者の心
臓条件の正確な評価のために必要とされる信号の一部で
あり得る。こうして、電位記録図信号を記憶するための
有限な容量のメモリの使用により制限されず、しかも制
御装置のなかでのプログラムされた評価のために十分な
情報を与え、またもし必要であればこのような評価に応
答してペースメーカの自動的調節またはデフィブリレー
タの能動化を行う心臓事象検出システムが必要とされ
る。

【００１７】自動化された心臓整調および（または）デ
フィブリレーションシステムの設計者が直面する他の問
題は電位記録図信号の解析のための必要性である。電位
記録図信号を正確に解析する１つのアプローチは、記憶
された電位記録図信号が複雑なディジタルフィルタリン
グおよび統計的解析を受けることを必要とする。たとえ
ば米国特許第 4,422,459号明細書を参照されたい。この
特許の方法でディジタルにフィルタされかつ統計的に解
析された信号を発生するためには、大きい計算機システ
ムが使用される。このような計算機システムは移動不能
であり、またたとえば医師のオフィスに置くのに不便で
あり、こうして植え込みを不可能にする。不利なこと
に、このようなアルゴリズムおよび解析は、心臓ペーサ
および（または）デフィブリレータが最適に作動してい
るか否かについての結論が得られる前に、またこうして
心臓ペーサおよび（または）デフィブリレータにより行
われる治療の必要とされる調節がなされ得る前に、数百
の数学的演算が行われることを必要とする。問題なこと
に、これは数学的演算が完了されている間に到来する電
位記録図信号を記憶するのにメモリの使用を必要とする
（その不利は上に説明した）だけでなく、多くの複雑な
計算過程が計算機により行われることを必要とする。こ
のような複雑な計算過程は電力消費が大きく（植え込み
可能な心臓ペーサおよび（または）デフィブリレータに
電力を供給する電池の一層頻繁な交換を必要とする）、
またこうして植え込み可能な心臓整調への応用に不利で
ある。

【００１８】電位記録図信号を正確に解析する他のアプ
ローチは、通常の電位記録図技術を使用してメモリのな
かに記憶された電位記録図信号を医師が解析することを
許してきた。不利なことに、記憶された電位記録図信号
を得るために、医師は記憶された電位記録図信号ををテ
レメトリ回路を介して心臓ペーサシステムおよび（また
は）デフィブリレータシステムにダウンロードしなけれ
ばならない。こうして、メモリが使用されるので、上に
説明した問題がこのアプローチにも存在する。このアプ
ローチの他の不利な点は、心臓ペーサおよび（または）
デフィブリレータにより行われる治療の自動化された調
節がなされ得ないことである。なぜならば、このような
調節は、患者が医師のオフィスに行くまで、また医師が
解析を完了するまで、待たなければならないからであ
る。こうして、複雑で電力消費の大きい数学的計算の使
用を必要としない植え込み可能な心臓データ取得および
解析システムが必要とされる。

【００１９】

【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、植え
込み可能な心臓ペーサ（またはペースメーカ）、デフィ
ブリレータなどと共に使用可能な改良された心臓事象検
出システムおよび方法を提供することにより上記および
他の必要性を有利に満たすことにある。

【００２０】

【課題を解決するための手段】本発明は心臓内の不整の
心臓活動を検出するための植え込み可能な心臓事象検出
システムを提供する。本システムは、心臓整調の分野で
知られているように、電位記録図リードを介して心臓に
接続されている。本システムは心臓に整調および（また
は）デフィブリレーション治療を与える治療回路にも接
続されている。電位記録図信号は電位記録図リードを通
じて検出され、またシステムの一部分である信号プロセ
ッサに伝達される。信号プロセッサは準備段階として、
電位記録図信号にフィルタリング、増幅およびディジタ
ル化を含む種々の信号処理機能を行う。準備段階として
処理されかつディジタル化された電位記録図信号は次い
で事象検出器および形態検出器に接続される。事象検出
器は、電位記録図信号が予め定められた初期しきい値を
越える時には常に、電位記録図信号のなかの心臓事象、
たとえばＲ波を検出する。事象検出器による事象の検出
時に、事象信号が発生され、また制御装置に接続され
る。形態検出器は電位記録図信号の形態と結び付けられ
ている種々のパラメータを検出信号、またこのようなパ
ラメータを制御装置に接続する。（注：ここで使用され
ている用語“形態”は、時間の関数としての信号波形と
して見た時の電位記録図信号の形状を指している。）制
御装置は、事象検出器により使用されるしきい値と、形
態検出器により検出される種々の形態パラメータの関数
として信号プロセッサの作動を制御するための制御信号
とを発生しかつ調節する。制御装置はさらに、前記形態
パラメータのなかの予め定められた変化に応答して、不
整の心臓条件を示す出力信号を発生する。このような出
力信号は次いで、心臓に適切な治療を与えるため、所望
の治療回路、たとえばペースメーカまたはデフィブリレ
ータにより使用される。

【００２１】本発明で使用れれる形態検出器は下記の要
素の１つまたはそれ以上を含んでいる：最小検出器、最
大検出器、ピーク検出器、ベースライン平均化器、ベー
スラインサンプラ、アキュムレータおよび（または）カ
ウンタ。各々は後で一層詳細に説明される。形態検出器
のなかに使用される最小検出器は電位記録図信号のなか
の最も負の、すなわちベースライン電圧の下の値を検出
し、またこのような値の大きさを最小値として記録す
る。最大検出器は電位記録図信号のなかの最も正の、す
なわちベースライン電圧の上の値を検出し、またこのよ
うな値の大きさを最大値として記録する。最小および最
大検出器はこうしてそれぞれ電位記録図信号のの最小お
よび最大値を示す最小信号および最大信号を発生する。
最小および最大信号は制御装置に接続される。

【００２２】形態検出器において使用されるピーク検出
器は電位記録図信号のなかの最大値を、それが負か正か
にかかわりなしに、検出する。ピーク検出器はこのよう
な最大値をピーク値として記録し、またピーク値を示す
ピーク信号を発生する。ピーク検出器も制御装置に接続
されている。

【００２３】形態検出器において使用されるベースライ
ン平均化器は第１の予め定められた周期にわたる電位記
録図信号の平均の大きさを示す平均ベースライン値信号
を発生する。このような平均ベースライン値信号（以下
“平均ベースライン信号”と呼ぶ）は制御装置に接続さ
れる。第１の予め定められた周期は、カウンタまたは制
御装置により決定された平均イネーブル信号が存在して
いる時間であってよい。

【００２４】代替的なベースライン平均化器として、本
発明の１つの実施態様によれば、ベースラインサンプラ
が形態検出器により使用され得る。ベースラインサンプ
ラは第１の予め定められた周期の間の電位記録図信号の
累積された大きさ（全ベースライン値）を示す累積され
たベースライン信号を発生する。累積されたベースライ
ン信号は制御装置に接続される。典型的に、ベースライ
ンサンプラはディジタルに作動する。すなわち、本発明
の１つの実施態様では、信号プロセッサが周期的ベース
で電位記録図信号をサンプリングし，またディジタル化
し、それによって処理された電位記録図信号は複数個の
離散的（ディジタル）サンプル値を含んでいる。第１の
予め定められた周期の間に生起する複数個の離散的サン
プル値の各々の大きさは、第１の予め定められた周期の
間に先に生起したすべての離散的値の累積された大きさ
に加えられる。こうして、第１の予め定められた周期に
わたる処理された電位記録図信号の全ベースライン値が
累積または合計される。この仕方で、累積されたベース
ライン信号がディジタルに発生される。

【００２５】本発明の他の実施態様によれば、信号プロ
セッサは電位記録図信号をディジタル化しない。すなわ
ち、処理された電位記録図信号はアナログである。ベー
スラインサンプラは第１の予め定められた周期にわたり
処理された電位記録図信号の大きさを迅速にサンプリン
グし得る。第１の予め定められた周期の間に生起する迅
速なサンプリング（離散的な値）の各々の大きさは、第
１の予め定められた周期の間に先に生起したすべての迅
速なサンプリングの累積された大きさに加えられ、こう
して迅速なサンプルの累積された大きさを累積または合
計する。この仕方で、累積されたベースライン信号がア
ナログに発生され得る。累積されたベースライン信号は
制御装置に接続される。

【００２６】第１の予め定められた周期の間に、本発明
の１つの実施態様によれば、制御装置が、ベースライン
サンプラにより累積された処理された電位記録図信号の
なかの値の数、すなわち離散的な値の数をカウントす
る。この仕方でカウント値が発生される。平均ベースラ
イン値を発生するため、ベースラインサンプラからの全
ベースライン値は次いでこのようなカウント値により除
算される。

【００２７】代替的に、平均ベースライン値は（制御装
置によりカウントするのではなく）カウンタを使用して
カウント値を示すカウント信号を発生することにより発
生され得る。このようなカウント信号は次いで制御装置
に接続され、そこでベースラインサンプラからの全ベー
スライン値が、平均ベースライン値を発生するべく、こ
のようなカウント値により除算される。

【００２８】アキュムレータは、形態検出器に使用され
る時、心臓サイクルの間の電位記録図信号の累積された
大きさを示す累積されたサイクル信号を発生する。心臓
サイクルは、たとえば事象が上記のように事象検出器に
より検出される時に開始し、またそれに続く事象が類似
の仕方で検出される時に終了する。累積されたサイクル
信号は次いで制御装置に接続される。アキュムレータは
上記のベースラインサンプラと同一または類似の仕方で
ディジタルまたはアナログに作動し得る。

【００２９】上記のように制御装置またはベースライン
平均化器により発生され得る平均ベースライン信号の発
生に加えて、制御装置は下記のようにピーク値、フィブ
リレーション値、形態変化値および（または）利得変化
値のような１つまたはそれ以上の他の出力信号を発生し
得る。制御装置により実行される制御プログラムはこの
ような出力信号の発生を制御する。制御プログラムはた
とえば上記の事象検出信号および（または）下記のタイ
ムアウト信号に応答して実行される。

【００３０】制御装置により発生されるピーク値出力信
号は最小値および最大値の大きいほうである。（注：最
小および最大値は、いったん検出されると、共に正の大
きさとみなされる。）代替的に、ピーク値は上記のよう
にピーク検出器により発生され得る。

【００３１】制御装置により発生されるフィブリレーシ
ョン値出力信号は平均ベースライン値により除算された
ピーク値である。フィブリレーション値が（たとえば制
御装置のなかに記憶されている）フィブリレーションし
きいの値を越える時、システムはフィブリレーションフ
ラグをセットする。フィブリレーションフラグは次いで
治療回路、たとえば予め定められたパターンで刺激およ
び（または）デフィブリレーションを発する回路を作動
させるのに使用される。

【００３２】形態変化値出力信号は、以下に要約される
ように、電位記録図信号の形態の変化に応答して制御装
置により発生される。以下の説明では、検出されている
電位記録図信号の形態に対して最大値が最小値よりも大
きいと一般に仮定されているが、場合によっては最小値
が最大値よりも大きくてもよいことは理解されるべきで
ある。こうして、下記の説明は最大値の変化に基づく形
態変化値の設定に向けられているが、最小値が最大値よ
りも大きい場合には、形態変化値は最小値の変化に応答
して設定される。

【００３３】正常な洞心臓リズムの間は、典型的に最大
値と最小値との間の関係は変化しない。すなわち最大値
は一般に最小値よりも大きい値にとどまる。最小値が突
然に最大値よりも大きくなる場合には、電位記録図信号
の形態の根本的な変化が指示される。制御装置はこのよ
うな根本的な変化に応答して形態変化信号を“極性”に
セットする。さらに、形態検出器および（または）制御
装置によりその後に発生される信号は電位記録図信号の
形態をもはや示さないかもしれないので、制御装置は、
形態変化値が“極性”にセットされるのに応答して形態
検出器および（または）制御装置により発生される出力
信号をリセットする。

【００３４】形態変化値出力信号を“極性”にセットす
ることに加えて、制御装置は形態変化値を“増大”、
“減少”および（または）“ノン（増大または減少のい
ずれもない）”にセットし得る。たとえば、現在の最大
値（または最小値）が先行の最大値（または最小値）よ
りもはるかに大きい場合には、制御装置は形態変化値を
“増大”にセットする。形態変化値が“増大”にセット
されている時には、心臓不整脈が開始している高い確率
が存在する。治療回路が次いで、植え込み可能なペース
メーカの分野で知られているように、このような検出さ
れた不整脈に応答し得る。

【００３５】現在の最大値（または最小値）が先行の最
大値（または最小値）よりもはるかに小さく、しかし最
小値（最大値）よりはまだ大きい場合には、制御装置は
形態変化値を“減少”にセットする。形態変化値が“減
少”にセットされている時には、心臓不整脈が開始して
いる高い確率が存在し、また治療回路がそれに応答し得
る。

【００３６】現在の最大値（または最小値）が先行の最
大値（または最小値）の平均よりもはるかに大きくな
く、またははるかに小さくなく、また現在の最大値（ま
たは最小値）が現在の最小値（最大値）よりも大きい値
にとどまる場合には、形態変化値は“ノン”にセットさ
れる。これは、心臓が正常な洞リズムを経験しているこ
とを治療回路に指示する。この仕方で、電位記録図信号
の形態の変化、特に不整脈の開始が、制御装置による複
雑で電力消費の大きい計算の必要なしに検出され得る。

【００３７】ピーク検出器が最小および最大検出器の代
わりに使用されている場合、形態変化値は上記の仕方と
類似の仕方でピーク値の変化に応答してセットされる。
しかし、ピーク検出器が最小および最大検出器の代わり
に使用されている時には形態変化値が一般に“極性”に
セットされないことに気付くことは重要である。

【００３８】利得変化値出力信号は先の最大値（または
最小値）の平均の変化に応答して制御装置により発生さ
れる。すなわち、先の最大値（または最小値）の平均
が、たとえば周期にわたり更新されて、実質的に増大す
る場合には、制御装置は利得変化値を“減少”に設定
し、また信号プロセッサの一部分として使用される検出
増幅器（または他の増幅器）の利得を減少させる。同様
に、もし先の最大値（または最小値）の平均が実質的に
減少する場合には、制御装置は利得変化値を“増大”に
設定し、また信号プロセッサの一部分として使用される
検出増幅器の利得を増大させる。もし先の最大値（また
は最小値）の平均が実質的に変化しない場合には、利得
変化値は“ノン”に設定され、また増幅器の利得は変更
されない。この仕方で、検出増幅器の利得、従ってまた
心臓事象検出システムの感度が電位記録図信号の変化す
る振幅に応答して調節され得る。

【００３９】本発明によれば、たとえば利得変化値また
は平均最大または最小値に基づいて制御装置は事象検出
器の感度を設定する。この仕方で、心臓事象が正確に検
出されると共にたとえば電磁ノイズなどが心臓事象と取
り違えられないように、事象検出器の感度が最適しきい
値に設定され得る。

【００４０】平均ベースライン値、ピーク値、フィブリ
レーション値、形態変化値および利得変化値を表す制御
装置の出力信号はそれぞれ平均ベースライン値、ピーク
値、フィブリレーション値、形態変化値および利得変化
値を発生するのに使用される。このような出力信号はフ
ィブリレーションフラグと一緒に適切な治療回路に接続
され、また植え込まれた治療回路により、必要に応じて
心臓に施される治療サービスを調節するのに使用され
る。こうして、外部の記憶装置、たとえば磁気テープレ
コーダを必要とせずに、また有限の容量のメモリを必要
とせずに、重要な情報が電位記録図信号から取得される
ことは明らかである。またこうして、植え込まれた制御
装置のなかで複雑で電力消費の大きい数学的計算を必要
とせずに、このような情報が植え込まれた治療回路に与
えられることは明らかである。

【００４１】事象検出器および形態検出器に加えて、タ
イムアウトカウンタが制御装置と共に使用され得る。タ
イムアウトカウンタはタイムアウトセット信号に応答し
てタイムアウトカウントを開始する。タイムアウトセッ
ト信号はたとえば事象検出信号に応答して制御装置によ
り発生される。タイムアウトカウントが予め定められた
値に達する時、タイムアウトが発生され、また制御装置
に接続される。タイムアウトカウンタは、タイムアウト
セット信号によりセットされた後に予め定められた値に
達するのに、予め定められた周期を要する。もしタイム
アウトセット信号が、予め定められた値への到達以前に
再び制御装置から受信されるならば、タイムアウト信号
は発生されず、またタイムアウト検出器は再びタイムア
ウトカウントを開始する。正常な洞心臓リズムの間に、
タイムアウト検出器は予め定められた周期よりも短い周
期を有する心臓周波数でタイムアウトセット信号を受信
する。従って、タイムアウト信号は通常発生されない。
しかし、もし心臓リズムが１つの周期に対してでも心臓
周波数が予め定められた周期よりも長い周期を有するよ
うに正常なリズムから偏差すると、タイムアウト信号が
発生される。制御装置が次いでタイムアウト信号に応答
して制御プログラムを実行する。この仕方で、心臓周波
数が１つの周期に対してでも予め定められた周波数以下
に減少する時に制御プログラムが実行される（事象検出
信号が下記のように発生される時に実行されるのに追加
して）。

【００４２】タイムアウト検出器の他の態様は、予め定
められた値へのタイムアウトカウントの到達以前に次の
タイムアウトセット信号が受信される時に、タイムアウ
トカウンタのなかに保たれているタイムアウトカウント
の値を示すサイクル長さ信号を発生する能力である。こ
のようなサイクル長さ信号は、周期が予め定められた周
期よりも短い時には常に、心臓周波数の周期を示す。累
積されたサイクル値（上記の累積されたサイクル信号を
示す）をサイクル長さ信号により除算することにより、
制御装置はサイクル平均信号を発生する。こうしてサイ
クル平均信号は心臓サイクルにわたる電位記録図信号の
平均振幅の尺度を与える。

【００４３】さらに本発明によれば、電位記録図信号か
ら情報を取得する方法が提供される。このような方法
は、（ａ）電位記録図信号を検出する過程と、（ｂ）複
数個の離散的値を得るべく電位記録図信号を処理する、
すなわち電位記録図信号をディジタル化またはサンプリ
ングする過程と、（ｃ）複数個の離散的値と結び付けら
れており電位記録図信号の形態を示す少なくとも１つの
形態値、たとえば最大値、最小値、ピーク値、全ベース
ライン値および（または）カウント値を記録する過程
と、（ｄ）形態値のなかのなんらかの変化を示し、電位
記録図信号に関する情報を与え、また治療回路を制御す
るのに使用され得る少なくとも１つの出力信号を発生す
る過程とを含んでいる。

【００４４】

【発明の効果】こうして、変化する電位記録図信号に応
答して心臓事象検出システムの感度を自動的に調節する
ことは本発明の特徴である。

【００４５】潜在的に長い（たとえば無限の）周期にわ
たり電位記録図信号から情報を容易にかつ経済的に取得
することは本発明の追加的な特徴である。

【００４６】外部の記憶装置、たとえば磁気テープレコ
ーダを使用する必要なしに電位記録図信号から情報を取
得することは本発明の他の特徴である。

【００４７】電位記録図信号の全部または一部を記憶す
るのに大容量のメモリを必要とせずに電位記録図信号か
ら情報を取得するための植え込まれるシステムを提供す
ることは本発明の他の特徴である。

【００４８】植え込み可能な治療回路、たとえばペース
メーカ、デフィブリレータなどにより使用され得る出力
信号を発生し、またこのような治療回路により行われる
治療の自動的な制御および調節を容易にする植え込み可
能な情報取得システムを提供することは本発明の他の特
徴である。

【００４９】治療回路を制御するのに使用される出力信
号が、植え込まれる制御装置のなかの複雑で電力消費の
大きい数学的計算を行う必要なしに発生され得るこのよ
うなシステムを提供することも本発明の追加的な特徴で
ある。

【００５０】

【実施例】本発明の上記および他の特徴は、図面と関連
した以下の詳細な説明から一層明らかになろう。各図面
において同じ符号が同じ要素を表すのに用いられてい
る。

【００５１】以下の説明は本発明を実施するために現在
考えられている最良の形態に関するものである。この説
明は本発明の範囲を限定するものではなく、単に本発明
の一般的原理を説明することを目的としている。本発明
の範囲は特許請求の範囲を参照して決定さるべきであ
る。

【００５２】図１を参照すると、電子式整調システム２
３と共に使用される心臓検出システム２１のブロック図
が示されている。心臓検出システム２１および整調シス
テム２３は、組み合わさって、患者のなかに植え込ま
れ、また電位記録図リード１２を介して患者の心臓１０
に取付けられる植え込み可能な装置２５を含んでいる。
電位記録図リード１２により植え込み可能な装置２５と
心臓１０との間の電気的通信が行われる。電位記録図リ
ード１２を通じて心臓１０から植え込み可能な装置２５
へ通信される信号は電位記録図信号である。このような
電位記録図信号（時にはＥＣＧ信号と呼ばれる）は当分
野で知られている。たとえば米国特許第 4,596,255号、
第4,712,555 号、第 4,817,605号および第 4,940,052号
明細書を参照されたい。これらの明細書の内容を参照に
よりここに組み入れるものとする。電位記録図信号は植
え込み可能な装置２５のなかで心臓検出システム２１に
与えられる。植え込み可能な装置２５は、植え込み可能
な電子式ペースメーカの分野で知られているように、植
え込み可能な密封されたハウジングのなかに収容されて
いる。

【００５３】心臓検出システム２１は電位記録図信号を
処理し、また少なくとも１つの出力信号を発生する。出
力信号は治療回路とみなされ得る整調システム２３に与
えられる。治療回路２３は電位記録図リード１２を介し
て心臓１０に与えられる治療（たとえば刺激パルス）を
制御する。代替的に、他のリード、たとえば整調リード
がリード１２の代わりに、またはそれに追加して、患者
の心臓に所望の治療（たとえば刺激パルス）を施すため
に使用され得る。

【００５４】例として、図１中では、治療回路２３は心
臓ペーサとして構成される。心臓ペーサ２３は制御回路
２０、パルス発生回路２２、メモリ回路２４およびテレ
メトリ回路２６を含んでいる。実際には、制御回路２０
（以下では簡単に“制御装置”と呼ばれる）およびメモ
リ回路２４（以下では“メモリ”と呼ばれる）は有利な
ことに心臓検出システム２１および心臓ペーサ２３の双
方により利用され得る。すなわち、治療を与える機能お
よび事象を検出する機能の双方を有する。しかし、本発
明を一層明瞭に説明するため、制御回路２０およびメモ
リ２４は、たとい心臓検出システム２１により共有され
ているとしても、心臓ペーサ２３の分離した要素として
示されている。いくつかの実施例では、心臓検出システ
ム２１は制御回路２１からの分離した制御装置および心
臓ペーサ２３のメモリ２４を利用し得る。

【００５５】制御回路２０は心臓検出システム２１から
出力信号を受信し、またそれに応答して、最適な治療が
心臓１０に施されているか否かを評価する。もし施され
ている治療が最適でないならば、制御回路２０は必要と
される調節を行う。治療の調節に応答して、パルス発生
器２２が心臓１０に一層最適な治療を施し始める。パル
ス発生回路（またはパルス発生器）２２のいくつかの調
節は、最適な治療が施される前に必要とされる。いくつ
かの環境のもとでは、最適より劣る治療が、施し得る最
良の治療であり得る。これは、必要とされる調節が先の
出力信号に応答して行われ得る前に、心臓１０の条件に
応答して出力信号が急速に変化し得るためである。しか
し、心臓１０に施される治療は一般に、最適な治療また
は最適に近い治療が心臓１０に施されるまで反復して調
節され得る。

【００５６】検出システム２１により発生される出力信
号に基づいて、何が最適治療であるかを決定する際に、
制御回路２０はメモリ２４を使用し得る。種々の制御パ
ラメータが、テレメトリ回路２６を使用して医師により
メモリ２４のなかに記憶されている。このようなパラメ
ータを記憶するため、医師はテレメトリ回路２６および
適当な通信リンク２７を介してメモリ２４および（また
は）制御回路２０に接続されている外部の（植え込まれ
ていない）プログラマ２８を利用する。この目的で使用
されるテレメトリ回路は当分野で知られている。

【００５７】代替的に、他の形式の心臓ペーサまたは刺
激装置、植え込み可能な電気的デフィブリレータ、植え
込み可能なモニタリング装置などのような種々の他の治
療回路が本発明の心臓検出システム２１と共に利用され
得る。

【００５８】次に図２を参照すると、心臓検出システム
２１の基本ブロック図が示されている。図２に示されて
いるように、心臓１０および電位記録図リード１２は信
号プロセッサ３４に接続されている。信号プロセッサ３
４は形態検出器３６および事象検出器３８に接続されて
いる。２つの検出器３６および３８はマイクロコントロ
ーラ３０に接続されている。マイクロコントローラ３０
はさらに信号プロセッサ３４および治療回路２３に接続
されている。

【００５９】電位記録図信号が電位記録図リード１２を
介して信号プロセッサ３４に伝達されると、それは信号
プロセッサ３４により複数個の離散的値に処理される。
離散的値は事象検出器３８および形態検出器３６に伝達
される。事象検出器３８は離散的値の各々の振幅を、マ
イクロコントローラ３０により設定されている事象しき
い値と比較する。離散的値の１つの振幅が事象しきい値
を越える場合には、事象検出信号が事象検出器３８によ
り発生される。事象検出信号は次いでマイクロコントロ
ーラ３０に接続される。

【００６０】同時に、形態検出器３６が、電位記録図信
号の形態を決定するべく離散的値の各々を評価する。こ
の評価に応答して、形態検出器３６が少なくとも１つの
形態値を発生し、この値がマイクロコントローラ３０に
接続される。形態値は、たとえば増幅器の利得の調節も
しくは狭帯域フィルタの帯域幅の調節により信号プロセ
ッサ３４の感度を調節するべくマイクロコントローラ３
０により使用される。追加的に、形態値は、出力信号を
発生するべくマイクロコントローラ３０により使用され
る。

【００６１】出力信号は信号線３９を介して治療回路２
３に与えられる。このような出力信号は、電位記録図リ
ード１２を介して心臓に一層最適な治療を施すべく治療
回路２３を調節する。

【００６２】図３を参照すると、心臓検出システム２１
の詳細なブロック図が示されている。信号プロセッサ３
４、事象検出器３８、形態検出器３６、マイクロコント
ローラ３０および治療回路２３が示されている。加え
て、信号プロセッサ３４とマイクロコントローラ３０と
の間に接続されている広帯域フィルタ６０および８ビッ
トのアナログ‐ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器６１が示さ
れている。このような広帯域フィルタおよびＡ／Ｄ変換
器は有利には、事象検出器３８および形態検出器３６に
よる電位記録図信号の処理に追加してマイクロコントロ
ーラ３０がディジタル化された電位記録図信号を直接に
モニタし得るように信号経路を与える。

【００６３】信号プロセッサ３４は、電位記録図リード
１２、広帯域フィルタ６０およびマイクロコントローラ
３０に接続されている前置増幅器４２を含んでいる。狭
帯域フィルタ４４も信号プロセッサ３４の一部であり、
またこのようなフィルタは前置増幅器４２に接続されて
いる。最後に、５ビットのＡ／Ｄ変換器４６も信号プロ
セッサ３４の一部である。５ビットのＡ／Ｄ変換器４６
は狭帯域フィルタ４４の出力端に接続されている。Ａ／
Ｄ変換器４６の出力は形態検出器３６および事象検出器
３８に与えられる。

【００６４】前置増幅器４２は、マイクロコントローラ
３０からの３ビットの利得設定信号により制御される利
得振幅を使用して電位記録図リード１２からの電位記録
図信号を増幅する。利得設定信号は、図５ないし図９を
参照した後で一層完全に説明される制御プログラムに応
答して発生される。

【００６５】電位記録図信号のなかには種々のノイズ信
号、たとえばＴ波のような望ましくない成分、電磁的干
渉、筋電位電圧信号および“ベースライン揺動”が含ま
れている。（ベースライン揺動は電位記録図信号の電気
的に静穏であるべき期間中の電位記録図信号の電圧の偏
差またはドリフトである。）これらのノイズ成分の各々
は当分野で既に知られている。電位記録図信号が増幅さ
れた後に、それは狭帯域フィルタ４４に接続される。狭
帯域フィルタ４４は増幅された電位記録図信号のなかの
望ましくないノイズ成分のほとんどをフィルタアウト
し、また制御プログラムのなかでベースライン揺動に対
してこのような信号を補償する必要を除去する。

【００６６】時には、たとえば不整脈の開始時に生起す
る電位記録図信号のなかの種々のスリューレート(slew
rate) に適合するべく、また種々の電位記録図リード形
式および位置に起因する変動を補償するべく、狭帯域フ
ィルタ４４の通過帯域を広げたり狭くしたりすることが
望ましい。有利なことに、狭帯域フィルタ４４の通過帯
域幅はマイクロコントローラ３０から得られる高域通過
設定信号に応答して調節され得る。高域通過設定信号は
制御プログラムにより発生され、または代替的に上記の
テレメトリ回路および外部プログラマを介して所望の値
にプログラムされ得る。不整脈は低周波数成分を有する
ことが知られているので、信号が明確に安定な正常な洞
リズムでない時には、フィルタの帯域幅が広げられる。

【００６７】狭帯域フィルタ４４の出力端は５ビットの
Ａ／Ｄ変換器４６に接続されている。本発明で使用可能
な５ビットのＡ／Ｄ変換器４６の１つの形式は、増幅さ
れかつフィルタされた電位記録図信号を３２の可能な５
ビットのディジタルコードの１つに変換する。変換器の
変換レートは約１０００Ｈｚであり、また変換器は２つ
のインタリーブされた相を有する。第１の相の間は、正
の入力が入力の大きさを示す非零の出力コード（離散的
値）を生じ、また負の入力が零出力を生ずる。第２の相
の間は、正の入力が零出力を生じ、また負の入力が入力
の大きさを示す非零の出力コード（離散的値）を生ず
る。５ビットのＡ／Ｄ変換器４６は各変換の間にこれら
の２つの相の１つを通過し、また続く変換の間に第１の
相と第２の相との間を交互に切換わる。

【００６８】また５ビット変換器４６は、それからの最
後の離散的値の極性を示す極性信号と、出力コードが変
換器４６の５ビット出力バス上にラッチされ終わったこ
とを示す変換終了信号とを与える。本発明で使用され得
る典型的な５ビット変換器４６は米国カリフォルニアの
シーメンス‐ペースセッタ社から入手可能であり、この
変換器は有利に低電力消費特性を有する。５ビット出力
バス、極性信号および変換終了信号は信号バス３７を介
して事象検出器３８および形態検出器３６に接続され
る。

【００６９】図３中に見られるように、事象検出器３８
は、５ビットＡ／Ｄ変換器４６からの出力がしきい値よ
りも大きい時に事象検出信号を発生するしきい交叉検出
器回路を含んでいる。これは無符号の比較である。しき
いを越えるいずれかの極性（負または正）の離散的値が
生ずると、それに伴って事象検出信号が事象検出器３８
により発生される。マイクロコントローラ３０は心臓事
象、たとえばＲ波の検出の後に開始しきい値を設定す
る。この開始しきい値は、後で図６および図７と結び付
けて一層完全に説明されるように、Ｒ波の先の検出され
たピーク値および平均値の関数である。追加的に、マイ
クロコントローラ３０は、治療回路２３が心臓１０に治
療を施した後にプログラム可能な、たとえば０〜５０ｍ
ｓの不応周期が経過するまで、離散的値がしきい交叉検
出器（事象検出器）３８により受信されるのを阻止す
る。このような作用は、治療が心臓１０に施されたの後
にたとえばＲ波の偽の再検出を阻止する。

【００７０】患者がしばしば遭遇する問題の１つは、心
臓組織の再分極を表す大きいＴ波である。Ｔ波はＱＲＳ
複合波マイクロプロセッサＲ波により表されるような心
臓組織の脱分極に続く。Ｔ波がＲ波と混同されないこと
は心臓事象検出システムにおいて重要である。しかし、
大きいＴ波を呈する患者では、Ｔ波はＲ波と同一のオー
ダーの大きさであり得る。こうして、検出回路は、もし
検出が予め定められたしきい値を越える電位記録図信号
のみに基づいているならば、Ｒ波からＴ波を区別する手
立てを有していない。

【００７１】本発明は、Ｒ波を最良に検出するため低い
値（増大された感度）に、また（Ｒ波が検出された後
に）Ｔ波の検出を最良に回避するため高い値（減少され
た感度）にそれ自体を自動的に調節する事象検出器３８
にしきい値を与えることにより、この問題に有利に対処
する。Ｔ波の検出を回避するべく選ばれた減少された感
度での十分な周期の後に、しきい値は次いで次のＲ波の
検出を予期してその先の低い値に徐々に減少される（す
なわち感度が徐々に増大される）。

【００７２】本発明に従って事象検出器３８のしきい値
を自動的に調節する仕方は図１０のグラフに示されてい
る。図１０には、Ｒ波６０４およびＴ波６０６を含んで
いる電位記録図信号６００とダイナミックなしきい値６
０２との双方が示されている。また図１０には、水平軸
に沿うドットにより表されたサンプル時点も含まれてい
る。先に説明したように、電位記録図信号６００はＡ／
Ｄ変換器４６（図３）により各サンプル時点でサンプリ
ングされ、またサンプリングされた値はしきい交叉検出
器３８により検査される。もし任意の所与のサンプル時
点で電位記録図信号の値がしきい値よりも小さいなら
ば、心臓事象検出は行われない。しかし、もし所与のサ
ンプル時点で電位記録図信号の値がしきい値よりも大き
いならば、心臓事象検出は行われる。

【００７３】こうして、図１０を参照すると、サンプル
時点６１４で、Ｒ波６０４の生起前に、しきい値はＲ波
の検出を予期して（２５％しきいとして示されている）
低い値に設定される。サンプル時点６１４では、電位記
録図信号はしきい値よりも小さく、従ってＲ波検出はま
だ生起していない。サンプル時点６１６と６１８との間
で、Ｒ波が開始し、電位記録図信号をしきい値と交叉さ
せ、それによりＲ波の生起を信号する。この仕方でＲ波
が検出されると直ちに、すなわちＲ波の検出に続く次の
サンプル時点６１８で、しきい値はその（１００％しき
いとして示されている）予め定められた値に増大する。
このような予め定められたしきい値は、後で図６および
図７と結び付けて一層完全に説明されるように、先の心
臓事象の検出されたピークおよび平均値の関数である。
代替的に、本発明のいくつかの実施例では、予め定めら
れた１００％しきい値は植え込みの時点またはその後に
医師により選ばれるプログラムされた値であってよい。

【００７４】いったんしきい値が予め定められた１００
％しきい値（このしきい値は事象検出器３８の減少され
た感度を表す）に増大させられると、しきい値は予め定
められた周期Ｔ_F にわたりこのような値に固定されてい
る。典型的に、周期Ｔ_F はＡ／Ｄ変換器４６のサンプル
時点のプログラム可能な数、たとえば１０〜１５サンプ
ル時点（サンプルレートが１０００Ｈｚであると過程し
て１０〜１５ｍｓに相当する）であると定義されてい
る。しきい値が１００％しきい値に固定されている時間
Ｔ_F は、電位記録図信号をモニターされている特定の患
者に対する典型的なＴ波を通過させるのに十分に長いよ
うに選ばれている。

【００７５】時間Ｔ_F の終了時に、しきいは２５％しき
い値に、制御された仕方で、ランプ状に低下する。好ま
しい実施例では、このようなランプ状の低下は、０が最
低の（最も感度の高い）しきい値であり、また３１が最
高の（最も感度の低い）しきい値であるとして、しきい
値を０と３１との間の数であるように定義することによ
り生起する。こうして、たとえば、もし１００％しきい
値が２０であると決定されるならば、２５％しきい値は
５である。しきい値が周期Ｔ_F の後にその１００％値か
らその２５％値へランプ状に低下するとき、それは予め
定められた数のサンプル周期に対して１だけしきい値を
デクレメントすることにより行われる。たとえば、図１
０中のランプ状の低下曲線６０８により示されているよ
うに、しきい値は、しきい値が２５％しきい値に達する
まで、各２つのサンプル時点に対して１だけデクレメン
トされる。

【００７６】いくつかの場合には、しきい値のランプ状
低下レートを調節することが望ましい。たとえば、図１
０中のランプ状低下曲線６０８が休息中の（たとえば６
０拍毎分または１拍毎秒の心臓レートを有する）所与の
患者に対して適切であり得るが、それは、もし患者の心
臓レートが突然に増大するならば、完全に不適切であり
得る。なぜならば、それは次のＲ波の生起以前に完全に
ランプ状に低下し得ないからである。こうして、本発明
は、検出された心臓レートの関数としてランプ状低下レ
ートを自動的に調節するための特徴を含んでいる。もし
検出された心臓レートが遅いならば、図１０中のランプ
状低下６１０により表されるような（各４つのサンプル
時点に対して１ユニットだけデクレメントする）比較的
遅いランプ状低下レートが使用され得る。もし検出され
た心臓レートが中程度であれば、図１０中のランプ状低
下６０８により表されるような（各２つのサンプル時点
に対して１ユニットだけデクレメントする）中程度のラ
ンプ状低下レートが使用され得る。もし検出された心臓
レートが速いならば、図１０中のランプ状低下６１２に
より表されるような（各サンプル時点に対して１ユニッ
トだけデクレメントする）速いランプ状低下レートが使
用され得る。

【００７７】有利には、しきい値の調節は、ランプ状低
下レートを含めて、簡単にしきい交叉検出器（事象検出
器）３８にしきい設定信号を与えることによりマイクロ
コントローラ３０（図３）の制御のもとに行われ得る。
しきい設定信号は、好ましい実施例では、少なくとも３
つの別々の要素として、しきい設定値、しきいデクレメ
ント間隔値および検出不応設定値を含んでいる。しきい
設定値はたとえば５ビット（３２の値に相当する）を含
んでいてよい。しきいデクレメント間隔値はたとえば２
ビット（４つの値に相当する）を含んでいてよい。この
ようなデクレメント間隔値は上記のようにランプ状低下
レートを効果的に設定し、それにより４つの異なるラン
プ状低下レートを与える。検出不応設定値はたとえば４
ビット（１６の値に相当する）を含んでいてよい。検出
不応設定値は、しきい値が１００％しきいに固定されて
いる時間Ｔ_F の継続時間を効果的に設定する。もちろ
ん、上記の値が例示に過ぎないこと、また任意のビット
数が、本発明の特定の応用に適するように、上記の変数
を定義するのに使用され得ることは強調されるべきであ
る。

【００７８】当業者に明らかなように、しきい交叉検出
器３８の実際の実現はソフトウェアで、すなわちマイク
ロコントローラ３０において、かつ（または）ハードウ
ェアで、たとえば適当なレジスタおよび論理ゲートを使
用して行われ得る。このようなレジスタおよび論理ゲー
トは、２つのディジタル数（その一方はサンプル値、ま
たその他方はしきい値）をディジタルに比較するべく、
また検出不応設定値（固定されたしきい時間Ｔ_F ）およ
びしきいデクレメント間隔値（ランプ状低下レート）に
より定義されるようにしきい値をデクレメントするべ
く、通常の仕方で構成され得る。

【００７９】再び図３に戻って、形態検出器３６は複数
個の検出器、すなわち最大検出器４８、最小検出器５
０、アキュムレータ（または加算器）５２、ベースライ
ンサンプラ５４およびカウンタ（またはベースラインタ
イマー）５６から成っていることが見られる。これらの
検出器の各々は、Ａ／Ｄ変換器４６に接続されている出
力バス３７に接続されている。

【００８０】最大検出器４８は出力バス３７上の値を、
もし（１）その大きさが最大検出器４８により現在記憶
されている値（最初は零）を越えるならば、また（２）
極性出力が正であり、それにより最も正の離散的値を常
にトラップするならば、ラッチする。最小検出器５０は
出力バス３７上の値を、もし（１）その大きさが最小検
出器５０により現在記憶されている値（最初は零）を越
えるならば、また（２）極性出力が負であり、それによ
り最も負の離散的値を常にトラップするならば、ラッチ
する。こうして、最大および最小検出器４８および５０
は共同して、ディジタル化された電位記録図信号の範囲
を完全に確定する。最大および最小検出器４８および５
０は検出器４８および５０のなかに現在記憶されている
値を、マイクロコントローラ３０がそれらを読むつど、
零にリセットする。これは通常、心臓サイクルの終了時
である。

【００８１】アキュムレータ５２（図３中には“無符号
の加算器”として示されている）は現在の心臓サイクル
の間に、すなわち先の事象検出信号が極性を顧慮せずに
しきい交叉検出器３８により発生された後に、Ａ／Ｄ変
換器４６により発生される離散的値のすべてを加算また
は合計する。Ａ／Ｄ変換器４６が変換終了出力端から変
換終了信号を発するつど、変換（離散的値）はラッチさ
れ、またアキュムレータ５２のなかで先に累積されたサ
イクル値に加算され、それにより新しい累積されたサイ
クル値を形成する。こうして、累積されたサイクル値は
現在の心臓サイクルの間にＡ／Ｄ変換器４６により発せ
られた離散的値のすべての合計の大きさを表す。

【００８２】ベースラインサンプラ５４（図３中には
“無符号のベースラインサンプラ”として示されてい
る）は予め定められた周期の間にＡ／Ｄ変換器４６によ
り発生されるすべての離散的値を加算または合計する。
ベースラインサンプラ５４の目的は、心臓内波形の複合
波形の間に位置する電位記録図信号の電気的に静穏な
（ベースライン）部分であるべき部分をサンプリングす
ることである。正常な洞心臓リズムの間、ベースライン
サンプラ５４により集められた和は小さく、また和のな
かの突然の増大は心臓不整脈が進行中であることを示
す。

【００８３】ベースラインサンプラ５４はベースライン
タイマー５６によりイネーブルされる。ベースラインタ
イマー５６は、予め定められた周期の間にベースライン
サンプラ５４をイネーブルするイネーブル信号を与え
る。予め定められた周期はマイクロコントローラ３０に
より発生される２つの設定時間信号、すなわち設定サン
プル時間信号および設定遅延時間信号により定められて
る。設定遅延時間信号は事象検出器３８による事象の検
出後の、イネーブル信号が存在しておらず、従ってまた
ベースラインサンプラ５４がイネーブルされていない遅
延周期を決定する。設定サンプル時間信号は遅延周期後
の、イネーブル信号が存在しており、従ってまたベース
ラインサンプラ５４が電位記録図信号をモニターしてい
るサンプル周期または窓を定める。サンプル周期または
窓の後は、イネーブル信号は発生されない。遅延周期、
たとえば１００〜１５０ｍｓ、およびサンプル周期また
は窓、たとえば１００〜１５０ｍｓに対する適切な値を
選ぶことにより、ベースラインサンプラ５４は電位記録
図信号の静穏な（ベースライン）部分の間にイネーブル
される。

【００８４】ベースラインサンプラ５４がイネーブルさ
れている間、それはＡ／Ｄ変換器４６により発生される
すべての離散的値を加算または合計する。５ビットＡ／
Ｄ変換器４６が変換終了出力端から変換終了信号を発す
るつど、変換はラッチされ、またベースラインサンプラ
５４のなかで先の全ベースライン値に加算され、それに
より新しい全ベースライン値を形成する。

【００８５】タイムアウト検出器（サイクル長さカウン
タ）５８も図３中に示されており、またマイクロコント
ローラ３０に接続されている。サイクル長さカウンタ５
８は２つの機能を有する。第１に、サイクル長さカウン
タ５８は心臓サイクルの間にＡ／Ｄ変換器４６により発
生される変換終了信号の数をカウントし、またそれによ
りサイクル長さ値を発生する。（注：各変換終了信号は
既知のレート、たとえば１０００Ｈｚで生起し、またそ
れと組み合わされている既知の周期、たとえば１ｍｓを
有する。）こうして、たとえば、７７２の変換終了信号
の生起は７７２ｍｓの周期を示す。マイクロコントロー
ラ３０がサイクル長さカウンタ５８を読むつど、サイク
ル長さカウンタ５８はクリアーされる。すなわちタイマ
ーが零からカウントし始める。第２に、サイクル長さカ
ウンタ５８は、もし変換終了信号のカウントされた数が
予め設定された数を越えるならば、サイクルタイムアウ
ト信号を発生する。予め設定された数（予め設定された
周期に相当する）は制御プログラムに従って、または上
記のようにテレメトリ回路２６（図１）を介してメモリ
２４に記憶されている値に従ってマイクロコントローラ
３０により設定される。サイクルタイムアウト信号の生
起は、心臓事象が予め設定された周期（すなわち変換終
了信号の予め設定された数）の間に検出されない場合
に、マイクロコントローラ３０をして形態検出器３６を
読ませる。

【００８６】次に図４を参照すると、心臓検出システム
２１への典型的な入力信号を示すべく、また信号プロセ
ッサ３４により電位記録図信号４５０に応答して発生さ
れるディジタル化された電位記録図信号４５１をグラフ
ィックに表すべく、典型的な電位記録図信号が示されて
いる。

【００８７】先ず電位記録図信号４５０を参照すると、
電位記録図信号は５つの基本波構造から成っていること
が見られる。電位記録図信号４５０のなかに最初に現れ
ているのはＱ波であり、そのすぐ後にＲ波が続き、さら
にその後にＳ波が続いている。これらの３つの波は一般
にＱＲＳ複合波と呼ばれている。ＱＲＳ複合波の後にＴ
波が続き、さらにまたその後にようやく認知可能なＰ波
が続いている。狭帯域フィルタ４４（図３）を通過後
に、Ｔ波およびＰ波は通常認知可能でない。Ｐ波の後
に、サイクルはＱＲＳ複合波へと繰り返す。ＱＲＳ複合
波からＱＲＳ複合波までの電位記録図信号の周期Ｔ₃ は
心臓サイクルと呼ばれている。図４に示されている波形
４５０に対する周期Ｔ₃ は近似的に８００〜３００ｍｓ
（近似的に７０〜２００ｐｐｍのレートに相当する）で
ある。

【００８８】図４に示されているディジタル化された電
位記録図信号４５１は、５ビットＡ／Ｄ変換器４６が第
１のサンプル周期（近似的に１ｍｓ）の間に非零の出力
コード４１４を生ずることを示している。なぜならば、
上記のように、電位記録図信号がディジタル化される時
に入力電位記録図信号が正であり、またＡ／Ｄ変換器４
６が第１の相にあるからである。第２のサンプル周期の
間は、零である出力コード４２０が生ずる。なぜなら
ば、上記のように、入力電位記録図信号がまだ正であ
り、またＡ／Ｄ変換器４６が第２の相にあるからであ
る。このプロセスは、Ｑ波の生起まで、非零出力コード
（正の入力電位記録図信号を示す）を生ずるすべての他
のサンプル周期で継続する。Ｑ波の生起により、４０４
に示されているように電位記録図信号の負の振れが最初
に生ずる。負の振れ４０４にすぐ続いて、正のＲ波が検
出されていることを表す正の振れが４０１で生起する。
４０１におけるディジタル化された電位記録図信号の振
幅は線Ｅ‐Ｅにより表されているしきい値を越える。し
きい値Ｅ‐Ｅの超過は事象検出器３８に上記の事象検出
信号を発生させる。

【００８９】Ｒ波が検出される時、遅延周期Ｔ₁ が開始
し、その間はベースラインサンプラ５４がディスエーブ
ルされている。遅延周期Ｔ₁ に続いて、サンプル周期Ｔ
₂ が開始し、その間はベースラインサンプラ５４がイネ
ーブルされている。上に説明したように、ベースライン
サンプラ５４はサンプル周期Ｔ₂ の後に、次のサンプル
周期が開始するまで、ディスエーブルされている。次の
遅延周期は、次の事象検出信号が４０２で発生された後
に生起する。これは、ディジタル化された電位記録図信
号が線Ｅ‐Ｅにより示されているしきい値を再び越える
時に生起する。

【００９０】図４に示されているサンプル周期は、図面
を明瞭にするため、水平（時間）軸に対して相対的に正
しいスケールでは描かれていない。典型的な心臓サイク
ルは、たとえば１０００ｍｓ（毎分６０心拍に相当す
る）であってよい。１０００Ｈｚのサンプルレートで
は、１つのサンプルが１ｍｓごとに作られ、または１０
００サンプルが心臓サイクルの間に作られる。しかし、
図面を明瞭にするため、約４８〜５０のサンプルのみが
心臓サイクルＴ₁ の間にとられるものとして図４中に示
されている。

【００９１】次に図５、図６、図７、図８および図９に
は、マイクロコントローラ３０により使用される制御プ
ログラムのフローチャートが示されている。フローチャ
ートの各主要ステップは“ボックス”または“ブロッ
ク”として示されており、各ボックスまたはブロックに
は符号が付けられている。制御プログラムは、マイクロ
コントローラ３０が事象検出器３８から事象検出信号を
受信する時、またはタイムアウト検出器５８からサイク
ルタイムアウト信号を受信する時には常に、マイクロコ
ントローラ３０により呼ばれる（ブロック１００１）。
制御プログラムの指令のもとに、マイクロコントローラ
３０は所与の心臓サイクルの間の電位記録図信号の最小
値、最大値、全ベースライン値およびサイクル長さ値を
読む（ブロック１００３）。最大および最小検出器、ベ
ースラインサンプラおよびタイムアウト検出器は、それ
らがマイクロコントローラにより読まれた後に（零に）
リセットされる。平均ベースライン値が次いで、サンプ
ル遅延値の数により全ベースライン値を除算することに
より計算される（ブロック１００５）。次に平均ベース
ライン値が最大値（ブロック１００７）から、また最小
値（ブロック１００９）から差し引かれ、それにより正
規分布されているすべてのノイズレベルを除去する。現
在極性と呼ばれる変数が、事象検出信号を生じさせた離
散的値の極性値に等しく設定される。

【００９２】以下の説明は現在極性変数が正であること
を仮定しているが、もし現在極性変数が負であれば対称
な作動が行われる。現在極性が検査され（ブロック１０
１１）、またもし極性が正であれば、実行はブロック１
０１３に進む（図６）。最大値の大きさが最小値と比較
される（ブロック１０１５）。正常な洞リズムの間は、
現在極性が正である時には常に、最大値は最小値よりも
大きい。もし最大値が最小値よりも小さいならば、電位
記録図信号の形態の根本的な変化が示される。この根本
的な変化に応答して、ＭＯＲＰＨ ＣＨＡＮＧＥ変数が
“ＰＯＲＡＲＩＴＹ”に設定され（ブロック１０２
９）、極性変数が負に設定され（ブロック１０３１）、
変数ＭＩＮ ＡＶＧ（ＡＶＥＲＡＧＥ）が現在最小値に
等しく設定され（ブロック１０３３）、また変数ＭＡＸ
ＡＶＧ（ＡＶＥＲＡＧＥ）が現在最大値に等しく設定
される（ブロック１０３５）。ＭＩＮ ＡＶＧおよびＭ
ＡＸ ＡＶＧがそれぞれ現在最小値および現在最大値に設
定されることは重要である。なぜならば、これらの平均
変数が形態のこのような根本的な変化の後に有意義であ
ると仮定する理由はないからである。ＭＩＮ ＡＶＧお
よびＭＡＸ ＡＶＧの発生は後で説明される。プログラ
ムの実行はブロック１０３７で計測する（図７）。

【００９３】もし（図６のブロック１０１５で決定され
るように）最大値が最小値よりも大きいならば、最大値
がＭＡＸ ＡＶＧ変数と比較される（ブロック１０１７
および１０１９）。もし最小値がＭＡＸ ＡＶＧ変数の
０．５倍よりも小さいならば、変数ＭＯＲＰＨ ＣＨＡ
ＮＧＥ変数が“ＤＥＣＲＥＡＳＥ”に設定され（ブロッ
ク１０２５）、またもし最大値がＭＡＸ ＡＶＧ変数の
１．５倍よりも大きいならば、変数ＭＯＲＰＨ ＣＨＡ
ＮＧＥ変数が“ＩＮＣＲＥＡＳＥ”に設定される（ブロ
ック１０２７）。もし最大値がＭＡＸ ＡＶＧの０．５
倍とＭＡＸ ＡＶＧの１．５倍との間であるならば、変
数ＭＯＲＰＨ ＣＨＡＮＧＥが“ＮＯＮＥ”に設定され
る（ブロック１０２１）。

【００９４】次に変数ＭＡＸ ＡＶＧが下記の関係 ＭＡＸ ＡＶＧ＝０．７５（ＭＡＸ ＡＶＧ）×０．２
５（最大値） を使用して更新され（ブロック１０２３）、またしきい
値が下記の関係 ＴＨＲＥＳＨＯＬＤ＝０．５（ＭＡＸ ＡＶＧ）＋（平
均ベースライン値） に従って発生される（ブロック１０９５）。変数ＭＩＮ
ＡＶＧが同様に発生され、また、もし現在極性変数が
負であれば、しきい値を発生するのに使用される（図
７）。実行はブロック１０９７で継続する（図８）。設
定されたＴＨＲＥＳＨＯＬＤが次いで前記のように事象
検出器３８により使用される。すなわち、ＴＨＲＥＳＨ
ＯＬＤ値がしきい設定信号として事象検出器３８に書か
れ（ブロック１０６３、図５）、また制御プログラムの
実行が、他の事象検出信号がマイクロコントローラ３０
に与えられるまで、またはサイクルタイムアウト信号が
受信されるまで終了する（ブロック１０６５）。

【００９５】ＴＨＲＥＳＨＯＬＤ値を事象検出器３８に
書き込むのに先立って、フィブリレーション値が、ベー
スライン平均値により最大値を除算することにより発生
される（ブロック１１０１）（図８）。フィブリレーシ
ョン値はたとえば、フィブリレーションフラグをセット
するのに、またはその他の仕方でデフィブリレーション
治療が心臓に施されるべきであるか否かを決定するのに
デフィブリレーションプログラムにより使用され得る。

【００９６】次に、変数ＭＡＸ ＡＶＧが検査される。
もしＭＡＸ ＡＶＧが２４よりも大きいならば（ブロッ
ク１１０３）、増幅器の利得が１／２だけ減ぜられ（ブ
ロック１１０９）、また変数ＧＡＩＮ ＣＨＡＮＧＥが
“ＤＥＣＲＥＡＳＥ”に設定される（ブロック１１１
５）。もしＭＡＸ ＡＶＧが８よりも小さいならば（ブ
ロック１１０５）、増幅器の利得が倍増され（ブロック
１１１１）、また変数ＧＡＩＮ ＣＨＡＮＧＥが“ＩＮ
ＣＲＥＡＳＥ”に設定される（ブロック１１１３）。も
しＭＡＸ ＡＶＧが２４と８との間であれば、変数ＧＡ
ＩＮ ＣＨＡＮＧＥが“ＮＯＮＥ”に設定される（ブロ
ック１１０７）。制御プログラムの実行は次いでブロッ
ク１０６１で継続する（図５）。ＧＡＩＮ ＣＨＡＮＧ
Ｅ変数は前記のようにその利得を設定するのに前置増幅
器４２により使用される。

【００９７】上記のように、現在極性が負である場合に
は制御プログラムの同様の作動が行われる。現在極性が
負である時の制御プログラムの実行の主な相違点は、変
数ＭＯＲＰＨ ＣＨＡＮＧＥおよびしきい値を発生する
のに（図７のブロック１０６９〜１０９１）、また変数
ＧＡＩＮ ＣＨＡＮＧＥを発生し、また増幅器の利得を
設定するのに（図９のブロック１０４５〜１０６１）、
最小値が使用されることである。

【００９８】上記のように、こうして、本発明により、
変化する電位記録図信号に応答して心臓事象検出システ
ムの感度（利得および（または）しきい）を自動的に調
節する方法が得られることがわかる。

【００９９】また本発明により、外部の記憶装置、たと
えば磁気テープレコーダを使用する必要なしに潜在的に
長い（たとえば無限の）周期にわたり電位記録図信号か
ら情報を経済的に取得する植え込み可能な回路が得られ
ることがわかる。

【０１００】さらに本発明により、電位記録図信号の全
部または一部を記憶するべく大容量のメモリを使用する
必要なしに電位記録図信号から情報を有利に取得する植
え込み可能なシステムが得られることがわかる。

【０１０１】追加的に本発明により、ペースメーカ、デ
フィブリレータなどのような植え込み可能な治療回路に
より使用可能な出力信号を発生し、またこのような治療
回路により行われる治療の自動的制御および調節を容易
にする植え込み可能な情報取得システムが得られること
がわかる。有利なことに、治療回路を制御するのに使用
される出力信号は、植え込まれた制御装置のなかで複雑
で電力消費の大きい数学的計算を行う必要なしに容易に
発生されることがわかる。

【０１０２】以上に本発明を特定の実施例およびその応
用について説明してきたが、さまざまな変更が、特許請
求の範囲により定められる本発明の範囲内で当業者によ
り行われ得る。

【図面の簡単な説明】

【図１】電子式整調システムと組み合わされた本発明の
心臓事象検出器を示すブロック図。

【図２】本発明により製造された心臓事象検出器の１つ
の実施例の基本ブロック図。

【図３】図２に示されている心臓事象検出器の詳細ブロ
ック図。

【図４】図２の心臓事象検出器への入力として用いられ
る典型的な電位記録図信号と、図２の心臓事象検出器の
部分である信号プロセッサにより電位記録図信号に応答
して発生されるディジタル化された電位記録図信号とを
示すグラフ。

【図５】図２の心臓事象検出器の部分である制御装置に
より使用され得る典型的な制御プログラムのフローチャ
ート。

【図６】図５に関連するフローチャート。

【図７】図５に関連するフローチャート。

【図８】図５に関連するフローチャート。

【図９】図５に関連するフローチャート。

【図１０】典型的な電位記録図信号およびダイナミック
なしきいを示すグラフ。

【符号の説明】

１０ 心臓 １２ 検出リード ２３ 整調システム ２５ 植え込み可能な装置

フロントページの続き (72)発明者 ジーン エイ ボーンジン アメリカ合衆国 93010 カリフオルニア カマリロ イーキヤスタノドライブ 3543

Claims (29)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 心臓内の不整の心臓活動を検出するため
   の植え込み可能な心臓事象検出システムにおいて、 前記心臓から電位記録図信号を検出するための検出手段
   と、 電位記録図信号を受信し、またそれを複数個の離散値に
   変換するための信号処理手段と、 信号処理手段に接続されかつ電位記録図信号の形態のな
   かの変化を検出し、また電位記録図信号の形態を示す少
   なくとも１つの形態値信号を発生する形態検出器と、 信号処理手段に接続されかつ電位記録図信号のなかの心
   臓事象の生起を検出する事象検出器と、 形態および事象検出器に接続されかつ制御プログラムを
   実行するための制御装置とを含み、前記制御プログラム
   が前記心臓事象の生起時に開始され、また少なくとも１
   つの出力信号を発生するのに前記の少なくとも１つの形
   態値を使用し、前記の少なくとも１つの出力信号が不整
   の心臓活動の指示を与えることを特徴とする植え込み可
   能な心臓事象検出システム。
2. 【請求項２】 前記形態検出器が、 前記複数個の離散的値のなかの最小値を検出する最小検
   出器と、 前記複数個の離散的値のなかの最大値を検出する最大検
   出器とを含み、 前記最小および最大値が前記電位記録図信号の１つの形
   式の変化の指示を与えることを特徴とする請求項１記載
   のシステム。
3. 【請求項３】 前記形態検出器が、前記複数個の離散的
   値の第１の部分の全べースライン値を累積するベースラ
   インサンプラを含み、この全ベースライン値が前記電位
   記録図信号の他の形式の変化の指示を与えることを特徴
   とする請求項２記載のシステム。
4. 【請求項４】 前記制御装置が、 前記複数個の離散的値の第１の部分のなかの離散的値の
   数をカウントするための手段と、 値のカウントされた数により前記全ベースライン値を除
   算し、それにより前記複数個の離散的値の第１の部分の
   平均ベースライン値を発生するための手段とを含むこと
   を特徴とする請求項３記載のシステム。
5. 【請求項５】 前記制御装置が、前記最小検出器により
   検出される前記最小値および前記最大検出器により検出
   される前記最大値の最大の絶対的大きさに等しいピーク
   値を発生し、前記ピーク値が、もし心臓事象から心臓事
   象への電位記録図信号のなかに変化が生ずるならば、そ
   の変化の指示を与え、それにより不整の心臓活動が存在
   するか否かの指示を与えることを特徴とする請求項４記
   載のシステム。
6. 【請求項６】 前記制御装置が、前記平均ベースライン
   値により除算された前記ピーク値の商を示すフィブリレ
   ーション信号を発生するための手段を含む、前記フィブ
   リレーション信号が、前記心臓がフィブリレーションを
   経験しているかも知れないことの指示を与えることを特
   徴とする請求項５記載のシステム。
7. 【請求項７】 前記信号処理手段が、 電位記録図リードに接続されかつ前記電位記録図信号を
   フィルタするフィルタ段と、 前記フィルタ段に接続されかつ前記フィルタ段によりフ
   ィルタされた電位記録図信号を増幅する増幅器段と、 前記増幅器段に接続されているアナログ‐ディジタル
   （Ａ／Ｄ）プロセッサ段とを含み、前記Ａ／Ｄプロセッ
   サ段が、予め定められたサンプリングレートで前記増幅
   器段により与えられるフィルタされた電位記録図信号を
   サンプルし、またフィルタされた電位記録図信号の各サ
   ンプルをディジタル信号に変換するべく構成され、こう
   して発生されたディジタル信号が前記の複数個の離散的
   値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。
8. 【請求項８】 前記増幅器が設定された利得により電位
   記録図信号を増幅する直線増幅器を含み、また前記制御
   装置が前記の少なくとも１つの形態値の関数として前記
   の設定された利得を発生するための手段を含むことを特
   徴とする請求項７記載のシステム。
9. 【請求項９】 前記制御装置に接続されかつ前記事象検
   出器が先の検出された心臓事象に続く予め定められた周
   期のなかで心臓事象を検出し損なう場合にタイムアウト
   信号を発生するタイムアウト装置を含み、前記タイムア
   ウト信号が前記制御装置をして、心臓事象が検出されて
   きた場合と同一の仕方で応答させることを特徴とする請
   求項１記載のシステム。
10. 【請求項１０】 前記形態検出器が、 前記の複数個の離散的値のなかのピーク値を検出するた
    めのピーク検出器手段と、 前記の複数個の離散的値の第１の部分の全ベースライン
    値を累積するためのベースラインサンプラ手段とを含む
    ことを特徴とする請求項１記載のシステム。
11. 【請求項１１】 前記複数個の離散的値の各々が少なく
    とも１０の可能な離散的な大きさをとることを特徴とす
    る請求項１記載のシステム。
12. 【請求項１２】 心臓内で生起する心臓事象を検出する
    方法において、 （ａ）心臓の内因性の電位記録図信号を検出し、また植
    え込まれた心臓事象検出装置に伝達する過程と、 （ｂ）植え込まれた心臓事象検出装置のなかで電位記録
    図信号を複数個の離散的な値に変換するように処理する
    過程とを含み、離散的な値の各々が特定のサンプル時点
    における電位記録図信号のサンプルを表し、 （ｃ）電位記録図信号の形態のなかの変化を示す少なく
    とも１つの形態値を決定するべく、前記の植え込まれた
    心臓事象検出装置において一定時間にわたり複数個の離
    散的な値を検査する過程を含むことを特徴とする心臓事
    象の検出方法。
13. 【請求項１３】 過程（ｂ）が、 （ｂ１）帯域通過フィルタを使用して前記電位記録図信
    号をフィルタする過程と、 （ｂ２）前記フィルタされた前記電位記録図信号を増幅
    する過程と、 （ｂ３）前記増幅かつフィルタされた信号をアナログ信
    号からディジタル信号に変換する過程とを含み、前記デ
    ィジタル信号が前記複数個の離散的値を含み、前記複数
    個の離散的値が特定のサンプル時点における前記電位記
    録図信号の大きさを表していることを特徴とする請求項
    １２記載の方法。
14. 【請求項１４】 過程（ｃ）が、 （ｃ１）前記複数個の離散的値の最小値を記録する過程
    と、 （ｃ２）前記複数個の離散的値の最大値を記録する過程
    とを含み、 前記最小および最大値が前記電位記録図信号の形態の１
    つの形式の変化の指示を与えることを特徴とする請求項
    １２記載の方法。
15. 【請求項１５】 過程（ｃ）が、 （ｃ３）前記複数個の離散的値の第１の部分の全ベース
    ライン値を累積する過程を含み、 前記全ベースライン値が前記電位記録図信号の形態の他
    の形式の変化の指示を与えることを特徴とする請求項１
    ４記載の方法。
16. 【請求項１６】 過程（ｃ）が、 （ｃ１）ピーク値を決定するべく前記複数個の離散的値
    を検査する過程と、 （ｃ２）前記複数個の離散的値の第１の部分の全ベース
    ライン値を累積する過程とを含み、 前記ピーク値および全ベースライン値が前記電位記録図
    信号の形態の変化の指示を与え、この変化が心臓事象の
    生起の指示を与えることを特徴とする請求項１２記載の
    方法。
17. 【請求項１７】 心臓内の心臓事象を検出するための植
    え込み可能な装置において、 前記心臓内で生ずる電位記録図信号を検出するための検
    出手段と、 電位記録図信号を複数個の離散的信号に処理するための
    処理手段とを含み、各離散的信号は特定のサンプル時点
    における電位記録図信号のサンプルを表し、 一定時間にわたり電位記録図信号の形態の変化を示す少
    なくとも１つの形態値を決定するべく、前記複数個の離
    散的信号を検査するための手段と、 前記の少なくとも１つの形態値を、それが特定の形式の
    心臓事象の生起を指示するか否かを決定するべくモニタ
    ーするための手段とを含むことを特徴とする心臓事象の
    検出のための植え込み可能な装置。
18. 【請求項１８】 前記処理手段が前記電位記録図信号を
    アナログ信号からディジタル信号に変換するための手段
    を含み、前記ディジタル信号が前記複数個の離散的信号
    を含み、前記複数個の離散的信号の各々が特定のサンプ
    ル時点における前記電位記録図信号の大きさを表してい
    ることを特徴とする請求項１７記載の植え込み可能な装
    置。
19. 【請求項１９】 前記複数個の離散的信号を検査するた
    めの手段が、 前記複数個の離散的信号のうちどれが最小値を有するか
    を検出するための手段と、 前記複数個の離散的信号のうちどれが最大値を有するか
    を検出するための手段と、 前記複数個の離散的信号の第１の部分の大きさの全ベー
    スライン値を累積するための手段とを含むことを特徴と
    する請求項１８記載の植え込み可能な装置。
20. 【請求項２０】 前記心臓に予め定められた治療を施す
    ため、特定の形式の心臓事象が生起したという前記モニ
    タリング手段による決定に応答する治療回路手段を含む
    ことを特徴とする請求項１９記載の植え込み可能な装
    置。
21. 【請求項２１】 心臓内の不整の心臓活動を検出するた
    めの植え込み可能な心臓データ取得装置において、 前記心臓に接続されかつ前記心臓からの電位記録図信号
    を伝達する電位記録図リードと、 電位記録図リードに接続されかつ電位記録図信号を受信
    し、それを複数個の離散的値にディジタル化する信号プ
    ロセッサとを含み、前記信号プロセッサは、 前記電位記録図リードに接続されているフィルタ段と、 前記フィルタ段に接続されている増幅器段とを含み、 信号プロセッサに接続されかつ電位記録図信号の形態を
    示す少なくとも１つの形態値を発生する形態検出器を含
    み、前記形態検出器が、 前記複数個の離散的値のなかの最小値、前記複数個の離
    散的値のなかの最大値および前記複数個の離散的値のな
    かのピーク値を含むピーク群のなかの少なくとも１つの
    メンバーを検出するためのピーク検出器と、 前記複数個の離散的値の第１の部分の全ベースライン値
    を累積するためのベースサンプラとを含み、 信号プロセッサに接続されかつ電位記録図信号のなかの
    心臓事象の生起を検出する事象検出器と、 形態検出器および事象検出器に接続されかつ前記形態検
    出器および事象検出器の作動を制御する制御信号を与え
    る制御装置とを含み、 前記制御装置は前記複数個の離散的値の第１の部分のな
    かの値の数をカウントするための手段と、カウントされ
    た値の数により前記の全ベースライン値を除算し、それ
    により前記複数個の離散的値の第１の部分に対する平均
    ベースライン値を計算するための手段とを含み、 前記制御装置は、前記平均ベースライン値により除算さ
    れた前記ピーク値の商を含むフィブリレーション信号を
    発生するための手段を含み、前記フィブリレーション信
    号のなかの予め定められた大きさの変化が心臓内の不整
    の心臓活動の存在の指示を与えることを特徴とする植え
    込み可能な心臓データ取得装置。
22. 【請求項２２】 前記事象検出器が、前記電位記録図信
    号の大きさがしきい値を越える時には常に、前記電位記
    録図信号のなかの心臓事象の生起を検出し、前記しきい
    値が前記制御装置により発生される制御信号の１つを含
    むことを特徴とする請求項２１記載の植え込み可能な装
    置。
23. 【請求項２３】 前記制御装置が、心臓事象の検出に応
    答して初期値から一時的値へしきい値を自動的に変更
    し、また次いで予め定められた周期内でしきい値を一時
    的値から初期値へ徐々に戻すための手段を含み、前記予
    め定められた周期が次の心臓事象の生起に先立ってしき
    い値をその初期値へ戻すように選ばれていることを特徴
    とする請求項２２記載の植え込み可能な装置。
24. 【請求項２４】 前記制御装置が、前記ピーク検出器に
    より決定された先のピーク値の関数として前記初期しき
    い値を自動的に設定することを特徴とする請求項２３記
    載の植え込み可能な装置。
25. 【請求項２５】 前記制御装置が前記一時的しきい値を
    前記初期しきい値の予め定められた百分率であるように
    に設定することを特徴とする請求項２４記載の植え込み
    可能な装置。
26. 【請求項２６】 前記制御装置の前記自動的しきい変更
    手段が、プログラムされた周期にわたり前記一時的しき
    い値を維持し、また次いでプログラムされた傾斜に従っ
    てしきい値をその一時的値からその初期値へランプ状に
    戻すための手段を含むことを特徴とする請求項２３記載
    の植え込み可能な装置。
27. 【請求項２７】 前記制御装置が前記信号プロセッサの
    作動を制御する制御信号を与えることを特徴とする請求
    項２１記載の植え込み可能な装置。
28. 【請求項２８】 前記制御装置が、前記ベースラインサ
    ンプラにより集められたベースライン値の関数として前
    記増幅器段の利得を制御する利得制御信号を発生するこ
    とを特徴とする請求項２７記載の植え込み可能な装置。
29. 【請求項２９】 前記制御装置が、前記形態検出器によ
    り発生された少なくとも１つの形態値の関数として前記
    フィルタ段の帯域幅を制御する帯域幅信号を発生するこ
    とを特徴とする請求項２７記載の植え込み可能な装置。