JPH07500761A - 移植心臓のモニター及びアナログテレメトリー較正方法と同装置 - Google Patents

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】 移植心臓のモニター及びアナログテレメトリ−較正方法と同装置発明の技術分野 この発明は、心臓ペースメーカーの分野に関し、特にアナログテレメトリ−通信 路のための自動較正機能を有するペースメーカーに関する。

発明の背景 １９９１年１月】−日現在で、少なくとも１６，０００回の心臓移植カイ、世界 中で行なわれており、これらの８７％以上が１９８４年以降のものである（Ｋｒ ｅｉｔｔ氏等によるｒＴｈｅ　Ｒｅｇｉｓｔｒｙ　ｏｆ　ｔｈｅ　Ｉｎｔｅｒｎ ａｔｉｏｎａｌ　５ｏｃｉｅｔｙ　ｆｏｒ　Ｈｅａｒｔ　ａｎｄ　Ｌｕｎｇ　Ｔ ｒａｎｓｐｌａｎｔａｔｉｏｎ：Ｅｉｇｈｔ　Ａｎｎｕａｌ　ＲｅｐｏｒｔＪ　 （（心肺移植国際協会の記録：第８回年次報告）、Ｔｈｅ　Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏ ｆＨｅａｒｔ　ａｎｄ　Ｌｕｎｇ　Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔａｔｉｏｎ　（ｒｃ、 １肺（多植ジャーナル；第４巻、１９９１年７月−８月号、第４９１−４９８頁 ））。移植心臓に対する２年以内の拒絶反応が、心臓移植患者の死亡理由の４０ ％以上を占める。現在、拒絶反応をモニターするための望ましい方法は、経静脈 法による連続的な心内膜心筋の生体組織検査である。この検査は健康な組織を侵 す外傷性のもので、一般的には特別の設備を用いて行なわなければならない。一 般的には皮下埋設後の最初の６ケ月の間に２つのテストが行なわれ、その後はあ まり頻繁には行なわれないが、患者の存命中にいくつかのテストが行なわれる。

そのようなテストから結果を得るには丸１日以上掛かる。心臓拒絶反応を測定す ること（こおＧ）る連続的な経静脈心内膜心筋の生体組織検査の１−フの公知の 短所は、心臓移絶反応以夕１の種々の理由で生じる心臓の瘉痕であり、これが拒 絶反応を示すようＩこ誤って解釈され得ることである。しかしながら、移植患者 の心臓の電気的信号のある特徴が、心臓拒絶反応の指標としても利用され得るこ とが発見された。例えばＷａｒｎｅｃｋｅ氏等のｒＮｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ　Ｍ ｏｎｉｔｏｒｉｎｇｏｆ　Ｃ，ａｒｄｉａｃ　Ａｌｌｏｇｒａｆｔ　Ｒｅｊｅｃ ｔｉｏｎ　ｂｙ　Ｉｎｔｒａｍｙｏｃａｒｄｉａｌ　Ｅｌｅｃｔｒｏｇｒａｍ　 Ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ３」　（心内膜心筋の電位面記録による心臓の同種移植片拒 絶反応についての非侵襲性モニタリング；サーキュレーション７４（補遺ＩＩＩ ）、ｌｌｌ−７２−ＩＩＩ−７６，１９８６年）を参照されたい。特に、心臓拒 絶反応の開始が、心臓内のＲ波とＴ波のピーク値から１５％以下の減少に伴うと いうことが発見された。

例えば、Ｒｏｓｅｎｂｌｏｏｍ氏等のｒＮｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ　Ｄｅｔｅｃｔ ｉｏｎ　ｏｆ　Ｃａｒｄｉａｃ　Ａｌｌｏｇｒａｆｔ　Ｒｅｊｅｃｔｉｏｎ　ｂ ｙ　Ａｎａｌｙｓｉｓ　ｏｆ　ｔｈｅ　Ｕｎｉｐｏｌａｒ　Ｐｅａｋ−ｔｏ−Ｐ ｅａｋ　Ａｍｐｌｉｔｕｄｅ　ｏｆ　Ｉｎｔｒａｍｙｏｃａｒｄｉａｌ　Ｅｌｅ ｃｔｒｏｇｒａｍｓＪ　（心内膜心筋電位図の単極最高最低振幅の分析による心 臓の同種移植片拒絶反応の非侵襲性検知；Ａｎｎ、Ｔｈｏｒａｃ、Ｓｕｒｇ、誌 １９８９年第４７巻、第４０７−４１１頁）を参照されたい。また例えば、Ｇｒ ａｃｅ氏等のｒＤｉａｇｎｏｓｉｓ　ｏｆ　Ｅａｒｌｙ　Ｃａｒｄｉａｃ　Ｔｒ ａｎｓｐｌａｎｔ　Ｒｅｊｅｃｔｉｏｎ　ｂｙ　Ｆａｌｌｉｎ　Ｅｖｏｋｅｄ　 ＴＷａｖｅ　Ａｍｐｌｉｔｕｄｅ　Ｍｅａｓｕｒｅｄ　Ｕｓｉｎｇ　ａｎ　Ｅｘ ｔｅｒｎａｌｉｚｅｄ　ＱＴ　Ｄｒｉｖｅｎ　Ｒａｔｅ　Ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ ＰａｃｅｍａｋｅｒＪ　（外部ＱＴ駆動レート応答ペースメーカーにより測定さ れた誘発されたＴ波振幅の減少による初期の心臓移植拒絶反応の標徴ｉ　ＰＡＣ Ｅ誌、第１４巻、１９９１年６月）を参照されたい。それゆえに、この徴候をモ ニターし検出する能力が、拒絶反応の初期の検知と処理が容易になる。このため 、心臓信号を伝送するための正確なアナログテレメトリ−通信路を有する皮下埋 設可能なペースメーカーが、心臓の状態を評価するための医師の観察能力を非常 に高める。

心臓の電位図信号が、心臓拒絶反応を評定するために使用されていた。しかしな がら心臓拒絶反応の初期発現が局部的で、心筋の種々の部位で始まり得るので、 一般的には、いくつかの、おそらく少なくとも５本以上の心外膜のリードが使用 されることになる。

皮下埋設されたペースメーカーとともに用いる心内膜リードが、心臓信号の測定 にも使用され得る。不幸にも、今日の最新技術のペースメーカーでも、幾分不正 確なテレメトリ−通信路を持つものであり、装置ごとの反応に非常に差があり、 温度や電池状態の変化に影響されやすいという問題がある。周辺装置！！（プロ グラマ−）中の誤差が、ペースメーカーとテレメトリ−通信路の誤差をさらにひ どくする。あるケースでは、皮下埋設されたペースメーカーからのテレメトリ− された心臓内のＥＧＭ信号の精密度は、±３５％である。

発明の開示 それゆえに本発明者は、皮下埋設可能な心臓のペースメーカーのためにより正確 なアナログテレメ１へり一通信路を提供することが望ましく、それによって心臓 活動の正確な、そして信頼できる評定ができると考える。本発明によれば、ペー スメーカーのアナログテレメトリ−通信路を自動的に較正する信号が提供される 。遠隔的に伝えられた精密度を増大させたＥＧＭ信号は、移植拒絶反応をモニタ ーすることでだけでなく、心臓信号の振幅とスローレートの測定、リード腐食作 用の測定、−４的ペースメーカー系の問題解決及び欝血性心不全（ＣＨＦ）のモ ニターにも使用できる。

本発明の実施例は、リード先端電極においての公知かつ正確なテスト信号が、テ レメトリ−通信路を通して伝送され、外部のプログラマ−か他の周辺装置で、テ レメトリ−システムを自動的に較正しかつ自動的に値域を定めることを可能にす る。この実施例は、ペースメーカー瀘波回路、ペースメーカーゲイン調整回路、 電圧−周波数コンバータあるいは他のタイプアナログ−ディジタル変換器、デー タエンコーダー、無線周波数リンク、データデコーダー及び整調及び表示回路を 含む。

図面の簡単な説明 図１は、患者に皮下埋設された本発明の一実施例に係るペースメーカーとペース メーカーリードを示す図である。

図２は、図１のペースメーカーとリードを示す図である。

図３は、図１のペースメーカーと外部のプログラマ−の回路ブロック図である。

図４は、図３の回路で用いるクロック信号を示すタイムチャートである。

図５は、図３の較正回路のブロック図である。

図６は、図３の較正回路の詳細回路図である。

図７は、図６の較正回路の信号を示すタイムチャートである。

図８８．８ｂは、図３のプログラマ−に伝送した後の較正信号を示すタイミング 図である。

実施例の詳細な説明 図１は本発明の一実施例に係るペースメーカー１０を患者１２に皮下埋設した状 態を示す。ペースメーカー１０は、４つの単極心外膜リード１８−１．１８−２ ．１８−３．１８−４によって患者１２の心臓１６に電気的に結合されている。

本実施例に使用できるペースメーカーは、５ｉｖｕｌａ氏等の米国特許第５．０ ５２，３８８号（１，９９１年１０月１日発行）に開示されている。しかしなが ら本発明者は、本発明の実施例についての以下の詳細な説明から、ペースメーカ ーの当業者にとっては、本発明が種々のペースメーカーと関連させて実施できる ことが明らかであると考える。

図２で示すように、ペースメーカー１０は、２本の工業標準ｌ５−１準拠の分岐 アゲブタ２４．２６のコネクタービン２０．２２を取り付けるためのコネクター ブロック１１を備える。アダプタ２４．２６は、二重双極コネクターブロック１ １中の工業標準ｌ５−１準拠接続ポイントと４つの単極の心外膜リード１８−１ ．１８−２．１８−３．１８−４をインタフェースする。リード１８−１．１８ −２．１８−３．１８−４は、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ、Ｉｎｃ、社のモデル５０６ ９か５０７１単極心外膜リード等を採用できる。例えばアダプタ２４．２６は、 Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ、Ｉｎｃ、社が製造、販売するｌ５−１モデル５８６６−２ ４Ｍ分岐分岐アゲブタる。他の実施例では、４つのリード１８−１．１８−２． １８−３．１８−４のすべてを接続できるコネクターブロック１１を用いてアダ プタ２４．２６を不要にできる。

図３は、ペースメーカー１０と無線周波数テレメトリ−リンクを介して接続する 外部のプログラマ−３２と、ペースメーカー１０の内部回路の関連部分を選択的 に示すブロック図である。図３では、リード１８−１，１８−２．１８−３．１ ８−４が直接ペースメーカー１０内のマルチプレクサ３０に接続し、先に図２に 関して述べたように、アダプタ２４．２６がペースメーカー１０に対して４つの リードの接続を容易にすることを要求されることが理解できる。

マルチプレクサ３０は、ペースメーカー１０内の導電体３４にリード１８−１． １８−２．１８−３．１８−４を順次に結合する。例えば１、そして図３で示す ように、Φ１〜４の単相信号からなる４相りロック信号がマルチプレクサ３０に 印加され、リード１８−１は、Φ１の間に導電体３４に接続され、リード１８− ２は、Φ２の間に導電体３４に接続される。その他も同様である。マルチプレク サ３０の設計、製造は、回路技術の当業者には容易である。もし図４で示したク ロック信号Φ１〜Φ４をマルチプレクサ３０に印加する場合、例えば、リード１ ８−１．１８−２．１８−３．１８−４は、１秒につき１２８回、即ち１゜９５ ミリ秒間ずつ信号線３４に接続される。

ベーシング出力回路３６は、図３にも示す。本発明者は、ペースメーカー１゜に よるいくつかの異なるベーシング態様を考案した。−個以上のリード１８−１． １８−２．１８−３．１８−４をベーシングと感知の両方に用いるものである。

これは２つの方法、即ちベーシング出力回路３６によって信号線４ｏに生じさせ たベーシングパルスを、選択された一個以上のリード１８−１．１８−２．１８ −３．１８−４に対してマルチプレクサ３ｏが印加するように信号Φ１〜Φ４に よって制御するか、あるいは信号線４０゛上のベーシングパルスを選択された一 個以上のリード１８−１．１８−２．１８−３．１８−４へ伝送するリード選択 回路４２へ、ベーシング出力回路が、信号線４０’上のベーシングパルスを供給 できるようにすることのどちらでも実行できる。例えば図３には示していないペ ースメーカー制御回路からの制御信号によってどちらの方法を選択するが示すこ とができる。

本実施例では、リード１８−１．１８−２．１８−３．１８−４からの心臓の電 気信号は、信号線３４を介して帯域フィルタ回路４４に伝えられる。帯域フィル タ回路４４は、コンデンサー４６と抵抗器４８からなる高域フィルターと、抵抗 器５０とコンデンサー５２からなる低域フィルターを含む。本実施例では、バン ドパスフィルタ４４は、０．０７２Ｈｚのバイパス極と１８２Ｈｚのローパス極 を有する。

濾波後、リード１８−１．１８−２．１８−３．１８−４からの心臓信号が、テ レメトリ−回路５４に印加される０本発明で採用するのに適当なテレメトリ−回 路は、Ｔｈｏｍｐｓｏｎ氏等の米国特許第４，５５６，０６３号（発行日＝１９ ８５年１２月３日、発明の名称ｒＴｅｌｅｍｅｔｒｙ　Ｓｙｓｔｅｍ　ｆｏｒａ 　Ｍｅｄｉｃａｌ　ＤｅｖｉｃｅＪ　（医療装置用のテレメトリ−システム）） 及びＷｙｂｏｒｎｙ氏等の米国特許出願第０７／７６５，４７５号（発行日＝１ ９８５年１２月３日、発明の名称ｒＴｅｌｅｍｅｔｒｙ　Ｆｏｒｍａｔ　ｆ。

ｒ　Ｉｍｐｌａｎｔｅｄ　Ｍｅｄｉｃａｌ　ＤｅｖｉｃｅＪ　（皮下埋設可能な 医療装置用のテレメトリ−フォーマット））に開示されている。テレメトリ−回 路５４は、無線周波数（ＲＦ）送受信アンテナ５６に接続しており、外部のプロ グラマ−３２が備える送受信両用のアンテナ５８に信号を伝送する。それどとも にプログラマ−３２には、ＣＲＴ６０や連続紙記録計６２等の種々のディスプレ イ装置を接続し、遠隔的に伝えられたＥＧＭ信号を医師が見得るようにすること ができる。

本実施例のペースメーカー１０は、信号線３４に接続する較正回路６４を備える 。以下に詳細に述べたように、較正回路６４は、導線３４上に「テスト」信号、 即ち「基準」信号を発生させ、この信号は、ペースメーカーのテレメトリ−通信 路へ印加される。この基準信号の受信により、外部のプログラマ−３２は、シス テム全体の自動較正、自動値域決定、フィルタ４４の作用補償、ペースメーカー 回路ゲイン変動性、テレメトリ−システム変換誤差、ＲＦリンクデコーディング 変化（例えばノイズ）及び周辺機器信号整復変化及び誤差範囲決定が可能になる 。

本実施例によれば、較正回路６４によって発生させた基準信号は、１０ｍＶ振幅 でローパスフィルターを通って０．５Ｈｚ方形波となり、処理用のテレメトリ− 通信路（例えば導線３４）に切り換えられ、プログラマ−３２に伝送される。そ れからプログラマ−３２は、テレメトリ−通信路を較正する基準信号を使用し、 ＣＲＴ６０あるいは記録計器６２の表示用に受信信号範囲を自動的にセットする 。較正回路６４は、各々のパルス縁においての方形波基準信号の微分によって「 微分波」出力基準信号を生じさせる能力もある。従って「微分波」信号は、±１ ０ｍＶの最大振幅を有する正負交互の一連のスパイクを含む。テレメトリ−リン クを介する伝送後の微分信号の最大値は、各極性用のピーク検出器を使用してプ ログラマ−３２で検出される。「微分波」基準信号の有利な点は、テレメトリ− 通信路の正確かつ同時の二重極性較正を可能とすることである。

図５は、較正回路６４のブロック図である。図５の較正回路６４への種々の入力 信号は、ペースメーカー１０の他の回路から供給される。例えば、信号５Ｑ−Ｗ ＡＶＥＳＥＬとＤＩＦ　ＣＡＬＳＥＬは方形波基準信号か「微分波」基準信号の 選択を可能とするために、コントローラー回路（図示せず）から供給される。

較正回路６４へのＶＲＥＦＩＮ入力信号は、分圧器６６に印加される１、２■の 基準電圧を有する。分圧器６６では、０．５Ｈｚの発振器回路６８に印加される 調節された１０ｍＶの信号を得る。分圧器回路６６には当業者に周知の様々な構 成のものを用いることができる。発振器６８へのＣＬＫ　０　５人力信号は、０ ．５Ｈｚのクロック信号である。ＣＡＬＯＮ入力信号は、分圧器６６と発振器６ ８を能動にする。従ってＣＡＬＯＮ信号が現れないときは、分圧器６６と発振器 ６８は作動不能で、いかなるバイアス電流も引き出されない。これは電力保存が 装置寿命を引き延ばすために重要な皮下埋設された医療用装置では特に望ましい 。最後に、較正回路６４へのＬＰＩＫＨ２ＣＬＫ入力信号は、５Ｈｚロ一パスフ イルタ回路７０によって利用された１ｋＨｚのクロック信号である。

較正回路６４の回路図を図６に示す。図示のように、複数の内部位相信号Ｐ１、 ＮＰＩ、Ｐ２、ＮＰ２は、ＣＬＫ　Ｏ５人力信号が非オーバーラツプシフトレジ スタ（ＮＯＬＳ）７４に印加されるときに得られる。これらの位相信号は、種々 のトランスミッションゲートＴ１、Ｔ２等を能動にするために、図６で示される 較正回路で使用され。

図６をさらに参照すると、ＣＡＬＯＮ信号は、較正パルスより前にアンプＡＭＰ １を能動にする。回路公知技術における当業者には明らかなように、ＡＭＰＩは 相互コンダクタンスオペアンプである。ＶＲＥＦＩＮ［圧は、Ｐ２が現れている 位相２の間に、コンデンサーＣＩ（本実施例では静電容量１．１４ｐＦ）でサン プリングされる。Ｐ２の間にも、アンプＡＭＰ１のためのオフセットが、標準的 オフセット補償を実行するために、コンデンサーＣ５（静電容量１２０ｐＦ）で サンプリングされる。Ｐｌが現れる位相１の間に、サンプリングされた電圧は、 Ｃ１／Ｃ２の比で分割される。ＤＩＦ　ＣＡＬＳＥＬ入力はトランジスタＰ３を 能動にし、ＡＭＰＩからの較正パルス出力がＤＩＦＦ　ＷＡＶＥ出力線に現れる のを可能にする。

ＳＱ　ＷＡＶＥＳＥＬ入力が生じると、それによってトランジスタＰ２が、５Ｈ ｚローパススイツチキヤパシターフイルタ（１／２πＲＣ，Ｒ＝１／ｆＣ）を通 るＡＭＰＩからの較正パルス出力をゲート制御する。

図７は、図６中の種々の信号の関係を示す。図７で示すように、５ＱＵＡＲＥＷ ＡＶＥ出力信号は、単純な０．５Ｈｚ、１０ｍＶの方形波である。一方、ＤＩＦ Ｆ　ＷＡＶＥ出力信号は、±１０ｍＶの最大振幅を有する正負交互の一連のスパ イクである。

図８８．８ｂは、テレメトリ−回路５４によって伝送されて、記録計器６２でプ リントされた５ＱＵＡＲＥ　ＷＡＶＥ及びＤＩＦＦ　ＷＡＶＥ出カ信号ヲ示す。

プログラマ−３２によって受信した基準信号間の比較を、自動的にあるいは手動 で行なって、伝送された信号におけるテレメトリ−通信路の作用を測定、分析す ることを本発明者は考えている。手計算でも、閾値検出器等に伝送された信号を 印加して既知の基準レベルと伝送された信号を比較することによっても、伝送さ れた信号の減衰量を検出できる。

上記図３を参照して述べたように、リード１８−１．１８−２．１８−３．１８ −４から外部の周辺装置に心臓信号を伝送する代わりに、ペースメーカー１゜の 回路にそれらからの信号のピーク値の長期平均値を記憶することで心臓移植監視 が可能になる。これらの記憶された値は、その後分析のための外部装置に伝送さ れる。種々の診断上の値の長期平均値を計算できる皮下埋設可能な装置が、係属 中の米国特許出願第０７／８８１，９９６号（出願臼：１９９２年５月１日、出 願人Ｎ１ｃｈｏｌｓ氏等）にｒＤｉａｇｎｏｓｔｉｃ　Ｆｕｎｃｔｉｏｎ　Ｄａ ｔａ　Ｓｔｏｒａｇｅ　ａｎｄ　Ｔｅｌｅｍｅｔｒｙ　Ｏｕｔ　ｆｏｒ　Ｒａｔ ｅ　Ｒｅ５ｐｏｎｓｉｖｅ　Ｃａｒｄｉａｃ　ＰａｃｅｍａｋｅｒＪ　（レート 応答型心臓ペースメーカーのための診断上の機能データ記憶と外部へのテレメト リ−）と題して開示されている。

本発明は、周期的に、例えば２４時間ごとに、ペースメーカー１０内の内部りロ ックが振幅測定を能動にするようにしてもよい。周期的な振幅測定を行なうこと によって、メモリ及び電池効率をよくすることができる。また、この装置は、心 臓信号中の正常の短期成いは周期変化の作用を最小にするため、値の安定したベ ースラインを得る方法を提供する。−例として、患者が休息していることを保証 するために、振幅測定が深夜に行われるようにすることができる。

まだ本発明は、体動センサーをペースメーカー１０内に設けるようにすることも できる。上記Ｒｏｓｅｎｂｌｏｏｍ氏の論文に述べられているように、運動によ り誘発される領域虚血は、拒絶反応を示すものとして誤解され得るピークＲ波の 相当に急な減衰を生じさせる。本発明は体動センサーを有するペースメーカーと ともに実施できるが、運動により誘発されるＲ波変化は、患者の不活動期の間の データサンプリングによって、拒絶反応に関連するピークＲ波振幅の減少から容 易に見分ることができる。

また本発明は、図２の電極リード１８−１．１８−２．１８−３．１８−４が順 次にペースメーカー１０の本体に関して単極ベーシングされるようにすることが できる。心室が減極する場合、３つの非ベーシング電極が波面伝播をモニターす るようになっている。各々の感知リードは、伝導された小波の種々の合計をモニ ターする。そして各感知部位における信号の出現をモニターすることによって、 心臓の伝導速度と内因性の心臓の組織状態をモニターできる。１２個の異なる感 知手段を用いるようにすれば、上述の４カ所での内因性の波形モニターよりも、 心臓組織のより完全なモニターが可能になる。

以上説明してきた本発明の特定の実施例の詳細な説明から、テレメトリ−通信路 を較正するための方法と装置が開示された。開示された方法と装置は、皮下埋設 された心臓用装置が、心臓信号のピーク振幅の変化をモニターする目的で外部の 装置への電気的心臓信号を伝送するために使用される状況に特に適している。

その変化は、すでに述べたように、移植された心臓の拒絶反応のような心臓の状 態を示す。

本発明は以上説明してきた実施例に限定されるものではな（、特に、開示した実 施例では、既知の振幅を有する基準信号を、テレメトリ−通信路で基準信号の振 幅に減衰が生じたかどうかを測定するために、テレメトリ−通信路に伝送するよ うにしているが、その他のタイプの基準信号、例えば正弦波信号等を供給し、テ レメトリ−通信路の基準信号の位相か振動数スペクトルでの作用をさらに評価す るように構成することができる。

ＦＩＧ、　４ ＦＩＧ、　５ フロントページの続き （７２）発明者　トンプソン　デビット　エル。

アメリカ合衆国　ミネソタ州　５５４３２　フライドレイ　オナンダガ　ストリ ート　ノースイースト　１６６０

Claims (22)

【特許請求の範囲】
1. １．外部の周辺機器にアナログ信号を通信するためにテレメトリーシステムを有 する皮下埋設可能な医医療用装置であって、上記テレメトリーシステムが電気的 心臓の信号源に結合され、上記テレメトリーシステムが、 少なくとも１つの既知値を有する基準信号を発生させる較正回路、上記較正回路 と上記心臓信号源に交互に結合でき、上記基準信号と心臓信号を濾波するフィル タ回路、 上記フィルタ回路に結合し、上記濾波された信号をデジタルコード化するコード 化回路、 上記コード化回路に結合され、上記伝送された基準信号と上記基準信号の間の上 記値の差を決定するために、上記外部の周辺機器にデジタルコード化された信号 を伝送する送信器、 とからなる皮下埋設可能な医療用装置。
2. ２．上記基準信号が、一連の矩形パルスからなる方形波であり、上記基準信号の 少なくとも１つの既知値が上記パルスの振幅である請求項１の装置。
3. ３．上記基準信号が、一連の矩形パルスからなる方形波であり、上記少なくとも １つの既知値がパルス幅である請求項１の装置。
4. ４．上記基準信号が、正負交互する一連のスパイクであり、上記少なくとも１つ の既知値がピークスパイク振幅である請求項１の装置。
5. ５．上記基準信号が正弦波を含み、上記少なくとも１つの既知値が振幅である請 求項１の装置。
6. ６．以下のステップを含み、ソース信号フィルタ、エンコーダー、送信器、受信 器及びデコーダーを有するテレメトリーシステムを作動させる方法ａ）少なくと も１つの既知値を有する基準信号を発生させ、（ｂ）上記基準信号を濾波し、 （ｃ）上記濾波した信号をコード化し、（ｄ）上記コード化した信号を伝送し、 （ｅ）上記伝送した信号を受信し、 （ｆ）上記受信した信号をデコードし、上記デコードされた信号値と上記信号の 既知値の間の差を検出する。
7. ７．上記基準信号を発生させるステップがそれぞれ予め定められた振幅の方形波 と正負交互する一連のスパイクを選択的に発生させるものである請求項６の方法 。
8. ８．上記基準信号を発生させるステップが予め定められた振幅を有する正弦波を 発生させるものである請求項６の方法。
9. ９．上記既知値が上記予め定められた振幅である請求項８の方法。
10. １０．上記既知値が上記方形波あるいは上記正負交互のスパイクの上記予め定め られた振幅である請求項７の方法。
11. １１．以下の要件がらなる心臓監視システム。 少なくとも１つのリードによって患者の心臓に結合する皮下埋設可能な装置、予 期不能の減衰定数を有し、上記皮下埋設装置から外部装置にアナログ信号を伝え るテレメトリー通信路、 上記外部装置へ伝送する少なくとも１つの既知値を有するアナログ基準信号を供 給する上記テレメトリー通信路に結合する較正回路、及び、上記外部装置に結合 し、上記テレメトリー通信路で伝えられたアナログ信号を表示し、かつ上記外部 装置への上記伝送後に上記基準信号の上記既知値と上記基準信号の対応する値の 間の差が生じているかどうかを表示する表示装置。
12. １２．皮下埋設された医療用装置と外部の受信器の間のテレメトリー通信路にお ける予期不能の減衰定数を数量化する以下のステップを含む方法。 （ａ）皮下埋設可能な装置において既知の振幅を有する基準信号を発生させ、（ ｂ）上記テレメトリー通信路を通して上記基準信号を伝送し、（ｃ）上記受信器 において、上記ステップで上記テレメトリー通信路を通して伝送された上記基準 信号の振幅を、既知の振幅値と比較する。
13. １３．上記基準信号が方形波である請求項１２の方法。
14. １４．上記基準信号が正負交互する一連のスパイクである請求項１２の方法。
15. １５．上記基準信号が正弦波である請求項１２の方法。
16. １６．皮下埋設可能な心臓移植装置をモニターする以下の要件からなる装置。 患者の心臓の複数の異なる感知部位にそれぞれ電気的に結合し、電気的心臓信号 を伝送する複数の心外膜リード、 上記複数のリードに結合され、上記リードで伝えられる上記心臓信号のピーク値 に対応するナジタル値を発生させる心臓信号処理回路、上記心臓信号処理回路に 結合し、上記心臓信号のピーク値の長期平均値を算出しかつ周期的に更新処理す る平均回路、 上記平均回路に結合し、上記ピーク値の長期平均値を周期的に記憶するディジタ ルデータ記憶装置、 上記ディジタルデータ記憶装置に結合し、外部の受信器へ上記記憶された長期平 均値を転送するテレメトリーシステム。
17. １７．上記平均回路に結合し、予め定められた時刻においてのみ上記平均回路を 能動にするクロック回路をさらに含む請求項１６の心臓移植モニター装置。
18. １８．以下の要件からなる心臓移植モニターシステム。 患者の心臓の複数の異なる感知部位にそれぞれ電気的に結合し、電気的心臓信号 を伝送する複数の皮下埋設された心外膜リード、上記複数の心外膜リードに結合 し、外部の受信器へ上記記憶された長期平均値を転送する皮下埋設されたテレメ トリーシステム、外部の受信器に結合し、心臓拒絶反応を示す電気的心臓信号中 の減少を検出する信号処理手段。
19. １９．検出された患者の体動レベルに対応する体動信号を生じさせる皮下埋設さ れた体動感知回路を含み、患者が休息していることを上記体動信号が示すときに だけ上記テレメトリーシステムによって電気的心臓信号を外部の受信器へ伝送す る請求項１８の心臓移植監視システム。
20. ２０．患者に移植された心臓の拒絶反応をモニターする以下のステップからなる 方法。 （ａ）上記心臓上の少なくとも１つの部位において皮下埋設装置中の電気的心臓 の活動を感知し、 （ｂ）上記皮下埋設装置において上記電気的心臓活動のピーク値の予め定められ た減少割合を検出する。
21. ２１．上記患者が休息していると判定されたときにだけ、上記電気的心臓体動の ピーク値における上記減少を検出するステップを実行する請求項２０の方法。
22. ２２．以下の要件からなる心臓モニター装置。 愚者の心臓に電気的に結合し、上記心臓に電気的心臓信号と心臓刺激パルスを伝 える複数の心外膜ぺーシング／感知リード、上記複数のぺーシング／感知リード の各々に選択的に結合し、上記心臓刺激パルスを発生させるパルス発生器回路、 上記複数のリードのそれぞれに関連させた複数の感知回路、上記パルス発生器と 上記複数のリードに結合し、上記複数のリードの１つを周期的に上記パルス発生 器回路に結合し、上記複数のリードの残りをそれぞれ対応する感知回路に結合す るスイッチング回路、とからなり、上記パルス発生器に結合した上記１つのリー ドを介して上記パルス発生器からの心臓刺激パルスが上記心臓に供給されるとき に上記感知回路が心臓の伝導速度を測定する。