JPH0647022B2 - 心臓ペ−スメ−カ− - Google Patents
心臓ペ−スメ−カ−Info
- Publication number
- JPH0647022B2 JPH0647022B2 JP62147802A JP14780287A JPH0647022B2 JP H0647022 B2 JPH0647022 B2 JP H0647022B2 JP 62147802 A JP62147802 A JP 62147802A JP 14780287 A JP14780287 A JP 14780287A JP H0647022 B2 JPH0647022 B2 JP H0647022B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- physical activity
- signal
- pacing
- cardiac pacemaker
- rate
- 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.)
- Expired - Lifetime
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
- A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
- A61N1/36521—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure the parameter being derived from measurement of an electrical impedance
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S128/00—Surgery
- Y10S128/902—Biological signal amplifier
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Physiology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Hematology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、心臓、特に人間の心臓を整調するための心臓
ペースメーカーであって、整調レートが身体活動、たと
えば呼吸により制御されている心臓ペースメーカーに関
する。
ペースメーカーであって、整調レートが身体活動、たと
えば呼吸により制御されている心臓ペースメーカーに関
する。
ヨーロッパ特許出願第0,089,014 号明細書には、インピ
ーダンス測定から得られた信号が２つのしきいレベルと
比較される心臓ペースメーカーが記載されている。２つ
のしきいレベルの幅の外側に位置する信号部分はその後
の信号処理から除かれる。なぜならば、それらは特定の
一貫性を有しておらず、従ってまた呼吸活動の可能な発
生に寄与し得ないインピーダンス変動とみなされるから
である。２つのしきいレベルの幅の内側に位置する信号
部分のみがその後の評価のために利用される。
ーダンス測定から得られた信号が２つのしきいレベルと
比較される心臓ペースメーカーが記載されている。２つ
のしきいレベルの幅の外側に位置する信号部分はその後
の信号処理から除かれる。なぜならば、それらは特定の
一貫性を有しておらず、従ってまた呼吸活動の可能な発
生に寄与し得ないインピーダンス変動とみなされるから
である。２つのしきいレベルの幅の内側に位置する信号
部分のみがその後の評価のために利用される。
本発明の目的は、整調レートを制御するための身体活動
信号を得るためにより簡単な信号処理手順を許す改良さ
れた心臓ペースメーカーを提供することである。
信号を得るためにより簡単な信号処理手順を許す改良さ
れた心臓ペースメーカーを提供することである。
この目的は、本発明によれば、 ａ）予め定められた整調レートで整調パルスを発生する
ための手段と、 ｂ）整調のために整調パルスを心臓に伝達するための手
段と、 ｃ）身体活動測定を実現するための手段と、 ｄ）身体活動測定に関係して、身体活動レベルに従って
変化する身体活動信号を得るための手段と、 ｅ）身体活動信号を、高いほうの振幅を有する信号部分
が低いほうの振幅を有する信号部分よりも大きい利得で
増幅されるように非線形に増幅するための手段と、 ｆ）非線形に増幅された身体活動信号を或る時間にわた
り積分するための手段と、 ｇ）積分された信号に関係して、予め定められた整調レ
ートを変更するための手段と を含んでいることを特徴とする心臓ペースメーカーによ
り達成される。
ための手段と、 ｂ）整調のために整調パルスを心臓に伝達するための手
段と、 ｃ）身体活動測定を実現するための手段と、 ｄ）身体活動測定に関係して、身体活動レベルに従って
変化する身体活動信号を得るための手段と、 ｅ）身体活動信号を、高いほうの振幅を有する信号部分
が低いほうの振幅を有する信号部分よりも大きい利得で
増幅されるように非線形に増幅するための手段と、 ｆ）非線形に増幅された身体活動信号を或る時間にわた
り積分するための手段と、 ｇ）積分された信号に関係して、予め定められた整調レ
ートを変更するための手段と を含んでいることを特徴とする心臓ペースメーカーによ
り達成される。
身体活動信号の非線形増幅および積分により小さい振幅
や高い周波数を有するノイズは自動的に消去される。し
きい評価はもはや必要でない。
や高い周波数を有するノイズは自動的に消去される。し
きい評価はもはや必要でない。
好ましい実施例では、身体活動信号を非線形に増幅する
ための手段は身体活動信号を二乗するための手段を含ん
でいる。
ための手段は身体活動信号を二乗するための手段を含ん
でいる。
他の好ましい実施例では、身体活動信号は呼吸信号であ
る。しかし、身体活動信号は身体加速度計、体内温度セ
ンサ、ｐＨセンサ、ｐＯ２センサなどから得られた信号
であってもよい。
る。しかし、身体活動信号は身体加速度計、体内温度セ
ンサ、ｐＨセンサ、ｐＯ２センサなどから得られた信号
であってもよい。
本発明の前記および他の目的、特徴および利点は以下に
その好ましい実施例を図面により詳細に説明するなかで
一層明らかである。
その好ましい実施例を図面により詳細に説明するなかで
一層明らかである。
第１図および第２図には、整調されるべき人間の心臓が
全体として参照符号１を付して示されている。整調電極
２が人間の心臓１の中に、心臓を最も効率的に整調し得
る仕方および位置で挿入されている。整調電極２は整調
リード線３を通じて整調パルス発生器４と接続されてい
る。タイムベースユニット５が導線６を通じて整調パル
ス発生器４の整調レートを制御する。
全体として参照符号１を付して示されている。整調電極
２が人間の心臓１の中に、心臓を最も効率的に整調し得
る仕方および位置で挿入されている。整調電極２は整調
リード線３を通じて整調パルス発生器４と接続されてい
る。タイムベースユニット５が導線６を通じて整調パル
ス発生器４の整調レートを制御する。
第１図によれば、インピーダンス式呼吸運動計７は連続
的交流電流を発生するためのＡＣ電源８と、復調器９
と、本発明を含むエネルギー測定装置１０と、電圧‐パ
ルスレート変換器１１とを含んでいる。ＡＣ電源８は導
線１２、１３により整調リード線３と接続されている。
復調器９は導線１３、１４により整調リード線３と接続
されている。このような構成によってＡＣ電源８の電流
が整調パルス１５と一緒に整調電極２に供給される。そ
れにもかかわらずこの実施例は、整調電極２を利用する
代わりに別の電極がインピーダンス測定のために設けら
れているように変形することができる。この場合、ＡＣ
電源８および復調器９は整調リード線３との接続を断た
れ、その代わりに第１図中に破線により示されているよ
うにリード線１６を通じて別のインピーダンス測定電極
１７と接続されていなければならない。いずれの場合に
も復調器９の出力信号（身体活動信号）は呼吸レートお
よび呼吸量の尺度である。
的交流電流を発生するためのＡＣ電源８と、復調器９
と、本発明を含むエネルギー測定装置１０と、電圧‐パ
ルスレート変換器１１とを含んでいる。ＡＣ電源８は導
線１２、１３により整調リード線３と接続されている。
復調器９は導線１３、１４により整調リード線３と接続
されている。このような構成によってＡＣ電源８の電流
が整調パルス１５と一緒に整調電極２に供給される。そ
れにもかかわらずこの実施例は、整調電極２を利用する
代わりに別の電極がインピーダンス測定のために設けら
れているように変形することができる。この場合、ＡＣ
電源８および復調器９は整調リード線３との接続を断た
れ、その代わりに第１図中に破線により示されているよ
うにリード線１６を通じて別のインピーダンス測定電極
１７と接続されていなければならない。いずれの場合に
も復調器９の出力信号（身体活動信号）は呼吸レートお
よび呼吸量の尺度である。
第１図では整調パルス発生器４、タイムベースユニット
５およびインピーダンス式呼吸運動計７はすべて、心臓
ペースメーカーのハウジングである植え込み可能な導電
性（金属製）ハウジング１８の中に収容されている。金
属製ハウジング１８は整調のための無関係電極と第１図
中に参照符号１９を付して示されているインピーダンス
測定のための第２の電極との双方を定める。
５およびインピーダンス式呼吸運動計７はすべて、心臓
ペースメーカーのハウジングである植え込み可能な導電
性（金属製）ハウジング１８の中に収容されている。金
属製ハウジング１８は整調のための無関係電極と第１図
中に参照符号１９を付して示されているインピーダンス
測定のための第２の電極との双方を定める。
第２図ではインピーダンス式呼吸運動計２０は、本発明
を含むエネルギー測定装置１０および電圧−パルスレー
ト変換器１１に追加してサンプル・アンド・ホールド回
路２１および差形成器２２を含んでいる。インピーダン
ス式呼吸運動計２０のサンプル・アンド・ホールド回路
２１は、呼吸信号が整調パルス１５の振幅減衰Ｄの評価
時に整調パルス１５から得られるような仕方で整調パル
ス１５を処理するため導線２３を通じて整調パルス発生
器４の整調リード線３と接続されている。振幅減衰Ｄは
呼吸の間に交番する身体インピーダンスに従って変化す
る。測定は電圧および電流の除算により行われてもよ
い。第１図の実施例と同じく製調パルス発生器４、タイ
ムベースユニット５およびインピーダンス式呼吸運動計
２０はすべて、心臓ペースメーカーのハウジングである
植え込み可能な導電性（金属製）ハウジング１８の中に
収容されている。同じく金属製ハウジング１８は整調の
ための無関係電極と第２図中に参照符号１９を付して示
されているインピーダンス測定のための第２の電極との
双方を定める。
を含むエネルギー測定装置１０および電圧−パルスレー
ト変換器１１に追加してサンプル・アンド・ホールド回
路２１および差形成器２２を含んでいる。インピーダン
ス式呼吸運動計２０のサンプル・アンド・ホールド回路
２１は、呼吸信号が整調パルス１５の振幅減衰Ｄの評価
時に整調パルス１５から得られるような仕方で整調パル
ス１５を処理するため導線２３を通じて整調パルス発生
器４の整調リード線３と接続されている。振幅減衰Ｄは
呼吸の間に交番する身体インピーダンスに従って変化す
る。測定は電圧および電流の除算により行われてもよ
い。第１図の実施例と同じく製調パルス発生器４、タイ
ムベースユニット５およびインピーダンス式呼吸運動計
２０はすべて、心臓ペースメーカーのハウジングである
植え込み可能な導電性（金属製）ハウジング１８の中に
収容されている。同じく金属製ハウジング１８は整調の
ための無関係電極と第２図中に参照符号１９を付して示
されているインピーダンス測定のための第２の電極との
双方を定める。
第１図および第２図中に示されているように、整調パル
ス発生器４は電池２６（スイッチ位置Ａ）と整調リード
線３（スイッチ位置Ｂ）との間をスイッチ２５により切
換えられ得る出力キャパシタ２４を含んでいる。スイッ
チ位置Ａでは出力キャパシタ２４は電池２６により電圧
Ｖ１に充電される。スイッチ位置Ｂでは出力キャパシタ
２４は整調パルス１５として整調リード線３を通じて放
電される。
ス発生器４は電池２６（スイッチ位置Ａ）と整調リード
線３（スイッチ位置Ｂ）との間をスイッチ２５により切
換えられ得る出力キャパシタ２４を含んでいる。スイッ
チ位置Ａでは出力キャパシタ２４は電池２６により電圧
Ｖ１に充電される。スイッチ位置Ｂでは出力キャパシタ
２４は整調パルス１５として整調リード線３を通じて放
電される。
第２図の実施例では放電の大きさは呼吸中の患者の胸廓
のインピーダンス変化に関係する。第２図によれば、整
調パルス１５はＶ１からＶ２へ放電する（振幅減衰
Ｄ）。サンプル・アンド・ホールド回路２１は出力キャ
パシタ２４の電圧Ｖ１、Ｖ２をサンプル・アンド・ホー
ルドする。差形成器２２が、再び呼吸レートの尺度であ
る差Ｖ１−Ｖ２、すなわち呼吸信号を形成する。
のインピーダンス変化に関係する。第２図によれば、整
調パルス１５はＶ１からＶ２へ放電する（振幅減衰
Ｄ）。サンプル・アンド・ホールド回路２１は出力キャ
パシタ２４の電圧Ｖ１、Ｖ２をサンプル・アンド・ホー
ルドする。差形成器２２が、再び呼吸レートの尺度であ
る差Ｖ１−Ｖ２、すなわち呼吸信号を形成する。
両実施例で各呼吸信号はエネルギー測定装置１０に供給
される。エネルギー測定装置１０は、第３図によれば、
フィルタ２８、非線形増幅（すなわち二乗）回路２９お
よび積分器３０を含んでいる。非線形増幅回路２９は、
フィルタリングされた呼吸信号を、高いほうの振幅を有
する信号部分が低いほうの振幅を有する信号部分よりも
大きい利得で増幅されるように増幅する。このような構
成により、呼吸信号を含む関係ある信号部分がその後の
処理のために小振幅のノイズに対して高められる。この
種の非線形増幅回路は当業者によく知られているので、
ここで詳細に説明する必要はない。非線形増幅回路２９
の出力信号は或る時間、たとえば５ないし３０ｓの時間
にわたり積分器３０の中で積分される。積分により高周
波ノイズが有意義に低減される。第１図および第２図中
の電圧‐パルスレート変換器１１は呼吸レートに従って
積分された信号をパルスレートに変換する。
される。エネルギー測定装置１０は、第３図によれば、
フィルタ２８、非線形増幅（すなわち二乗）回路２９お
よび積分器３０を含んでいる。非線形増幅回路２９は、
フィルタリングされた呼吸信号を、高いほうの振幅を有
する信号部分が低いほうの振幅を有する信号部分よりも
大きい利得で増幅されるように増幅する。このような構
成により、呼吸信号を含む関係ある信号部分がその後の
処理のために小振幅のノイズに対して高められる。この
種の非線形増幅回路は当業者によく知られているので、
ここで詳細に説明する必要はない。非線形増幅回路２９
の出力信号は或る時間、たとえば５ないし３０ｓの時間
にわたり積分器３０の中で積分される。積分により高周
波ノイズが有意義に低減される。第１図および第２図中
の電圧‐パルスレート変換器１１は呼吸レートに従って
積分された信号をパルスレートに変換する。
電圧‐パルスレート変換器１１は、整調パルス発生器４
の予め定められた（たとえばプログラム可能な）基本整
調レートが呼吸信号に関係して変更されるように導線３
１を通じてタイムベースユニット５を制御する。第２図
で導線３２はタイムベースユニット５からインピーダン
ス式呼吸運動計２０のサンプル・アンド・ホールド回路
２１への制御導線である。
の予め定められた（たとえばプログラム可能な）基本整
調レートが呼吸信号に関係して変更されるように導線３
１を通じてタイムベースユニット５を制御する。第２図
で導線３２はタイムベースユニット５からインピーダン
ス式呼吸運動計２０のサンプル・アンド・ホールド回路
２１への制御導線である。
第４図によれば、タイムベースユニット５は零デコーダ
３３、ダウンカウンタ３４、タイムベースレジスタ３５
およびアナログ信号−ディジタル制御語変換器３６を含
んでいる。ダウンカウンタ３４はリセット入力端３７を
有する。アナログ信号‐ディジタル制御語変換器３６は
電圧‐パルスレート変換器１１のアナログパルスレート
信号をディジタル制御語に変換する。このディジタル制
御語はタイムベースレジスタ３５に供給される。ディジ
タル制御語はタイムベースレジスタ３５を、基本整調レ
ート、たとえば６０ビート／分が呼吸レートに関係して
変更されるように制御する。呼吸レートが増大する時、
タイムベースレジスタ３５はダウンカウンタ３４のカウ
ント速度を、ダウンカウンタ３４が基本レートの場合よ
りも速く零に到達するように速くする。これらの環境の
もとに零デコーダ３３がより高いレートでスイツチング
信号を発生し、従って整調パルス発生器４の出力キャパ
シタ２４はより高いレートで充電かつ放電する。その結
果として、整調レートが所望のように、増大する呼吸レ
ートに関係して増大する。
３３、ダウンカウンタ３４、タイムベースレジスタ３５
およびアナログ信号−ディジタル制御語変換器３６を含
んでいる。ダウンカウンタ３４はリセット入力端３７を
有する。アナログ信号‐ディジタル制御語変換器３６は
電圧‐パルスレート変換器１１のアナログパルスレート
信号をディジタル制御語に変換する。このディジタル制
御語はタイムベースレジスタ３５に供給される。ディジ
タル制御語はタイムベースレジスタ３５を、基本整調レ
ート、たとえば６０ビート／分が呼吸レートに関係して
変更されるように制御する。呼吸レートが増大する時、
タイムベースレジスタ３５はダウンカウンタ３４のカウ
ント速度を、ダウンカウンタ３４が基本レートの場合よ
りも速く零に到達するように速くする。これらの環境の
もとに零デコーダ３３がより高いレートでスイツチング
信号を発生し、従って整調パルス発生器４の出力キャパ
シタ２４はより高いレートで充電かつ放電する。その結
果として、整調レートが所望のように、増大する呼吸レ
ートに関係して増大する。
以上に本発明をその好ましい実施例について説明してき
たが、本発明はこれらの実施例に限定されるものではな
く、本発明の範囲内にて種々の変更が可能であることは
当業者にとって明らかである。たとえば、インピーダン
ス測定電極は植え込まれている必要はなく、所望であれ
ば患者の胸に取付けら得れる。このような可能性はたと
えば米国特許第3,593,718 号明細書に示されている。
たが、本発明はこれらの実施例に限定されるものではな
く、本発明の範囲内にて種々の変更が可能であることは
当業者にとって明らかである。たとえば、インピーダン
ス測定電極は植え込まれている必要はなく、所望であれ
ば患者の胸に取付けら得れる。このような可能性はたと
えば米国特許第3,593,718 号明細書に示されている。
第１図は本発明を含む心臓ペースメーカーの第１の実施
例のブロック回路図、第２図は本発明を含む心臓ペース
メーカーの第２の実施例のブロック回路図、第３図は第
１図および第２図の実施例のインピーダンス式呼吸運動
計の本発明を含むエネルギー測定装置を一層詳細に示す
ブロック回路図、第４図は第１図および第２図のタイム
ベースユニットを一層詳細に示すブロック回路図であ
る。 １……人間の心臓、２……整調電極、３……整調リード
線、４……整調パルス発生器、５……タイムベースユニ
ット、６……導線、７……インピーダンス式呼吸運動
計、８……ＡＣ源、９……復調器、１０……エネルギー
測定装置、１１……電圧−パルスレート変換器、１２〜
１４……導線、１５……整調パルス、１６……追加リー
ド線、１７……別のインピーダンス測定電極、１８……
金属製ハウジング、１９……無関係電極、２０……イン
ピーダンス式呼吸運動計、２１……サンプル・アンド・
ホールド回路、２２……差形成器、２３……導線、２４
……出力キャパシタ、２５……スイッチ、２６……電
池、２８……フィルタ、２９……非線形増幅回路、３０
……積分器、３１、３２……導線、３３……零デコー
ダ、３４……ダウンカウンタ、３５……タイムベースレ
ジスタ、３６……アナログ信号−ディジタル制御語変換
器、３７……リセット入力端、Ａ、Ｂ……スイッチ位
置、Ｄ……整調パルスの振幅減衰。
例のブロック回路図、第２図は本発明を含む心臓ペース
メーカーの第２の実施例のブロック回路図、第３図は第
１図および第２図の実施例のインピーダンス式呼吸運動
計の本発明を含むエネルギー測定装置を一層詳細に示す
ブロック回路図、第４図は第１図および第２図のタイム
ベースユニットを一層詳細に示すブロック回路図であ
る。 １……人間の心臓、２……整調電極、３……整調リード
線、４……整調パルス発生器、５……タイムベースユニ
ット、６……導線、７……インピーダンス式呼吸運動
計、８……ＡＣ源、９……復調器、１０……エネルギー
測定装置、１１……電圧−パルスレート変換器、１２〜
１４……導線、１５……整調パルス、１６……追加リー
ド線、１７……別のインピーダンス測定電極、１８……
金属製ハウジング、１９……無関係電極、２０……イン
ピーダンス式呼吸運動計、２１……サンプル・アンド・
ホールド回路、２２……差形成器、２３……導線、２４
……出力キャパシタ、２５……スイッチ、２６……電
池、２８……フィルタ、２９……非線形増幅回路、３０
……積分器、３１、３２……導線、３３……零デコー
ダ、３４……ダウンカウンタ、３５……タイムベースレ
ジスタ、３６……アナログ信号−ディジタル制御語変換
器、３７……リセット入力端、Ａ、Ｂ……スイッチ位
置、Ｄ……整調パルスの振幅減衰。
Claims (5)
- 【請求項１】ａ）予め定められた整調レートで整調パル
スを発生するための手段（４）と、 ｂ）整調のために整調パルス（１５）を心臓に伝達する
ための手段（２、３）と、 ｃ）身体活動測定を実現するための手段（２、８、１
９；１７、８、１９；２、４、１５、１９）と、 ｄ）身体活動測定に関係して、身体活動レベルに従って
変化する身体活動信号を得るための手段（９；２１、２
２）と、 ｅ）身体活動信号を、高いほうの振幅を有する信号部分
が低いほうの振幅を有する信号部分よりも大きい利得で
増幅されるように非線形に増幅するための手段（２９）
と、 ｆ）非線形に増幅された身体活動信号を或る時間にわた
り積分するための手段（３０）と、 ｇ）積分された信号に関係して、予め定められた整調レ
ートを変更するための手段（５、１１）とを含んでいる
ことを特徴とする心臓ペースメーカー。 - 【請求項２】身体活動信号を非線形に増幅するための前
記手段（２９）が身体活動信号を二乗するための手段を
含んでいることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載
の心臓ペースメーカー。 - 【請求項３】前記積分手段（３０）が５ないし３０ｓの
時間にわたり前記身体活動信号を積分することを特徴と
する特許請求の範囲第１項または第２項記載の心臓ペー
スメーカー。 - 【請求項４】前記身体活動信号が呼吸信号であることを
特徴とする特許請求の範囲第１項ないし第３項のいずれ
か１項に記載の心臓ペースメーカー。 - 【請求項５】身体活動測定を実現するための前記手段
（２、８、１９；１７、８、１９）が身体インピーダン
ス測定を実現するための手段を含んでいることを特徴と
する特許請求の範囲第４項記載の心臓ペースメーカー。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US06/874,585 US4730618A (en) | 1986-06-16 | 1986-06-16 | Cardiac pacer for pacing a human heart and pacing method |
| US874585 | 1986-06-16 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6311171A JPS6311171A (ja) | 1988-01-18 |
| JPH0647022B2 true JPH0647022B2 (ja) | 1994-06-22 |
Family
ID=25364118
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62147802A Expired - Lifetime JPH0647022B2 (ja) | 1986-06-16 | 1987-06-12 | 心臓ペ−スメ−カ− |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4730618A (ja) |
| EP (1) | EP0249824B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0647022B2 (ja) |
| DE (1) | DE3778587D1 (ja) |
Families Citing this family (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0256437B1 (de) * | 1986-08-18 | 1991-09-04 | Siemens Aktiengesellschaft | Messvorrichtung zur Steuerung implantierbarer Körperersatzteile |
| US4907593A (en) * | 1987-05-21 | 1990-03-13 | Biocontrol Technology, Inc. | Adaptation of heart pacing to physical activity |
| US4858611A (en) * | 1987-06-03 | 1989-08-22 | Dimed, Inc. | Sensing system and method for sensing minute ventilation |
| DE3732640C1 (de) * | 1987-09-28 | 1989-05-18 | Alt Eckhard | Medizinisches Geraet zum Ermitteln von physiologischen Funktionsparametern |
| GB2214813A (en) * | 1988-01-14 | 1989-09-13 | Stuart Charles Webb | Rate-responsive pacemaker |
| US4901725A (en) * | 1988-01-29 | 1990-02-20 | Telectronics N.V. | Minute volume rate-responsive pacemaker |
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