JPS6150465B2 - - Google Patents
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- JPS6150465B2 JPS6150465B2 JP57212600A JP21260082A JPS6150465B2 JP S6150465 B2 JPS6150465 B2 JP S6150465B2 JP 57212600 A JP57212600 A JP 57212600A JP 21260082 A JP21260082 A JP 21260082A JP S6150465 B2 JPS6150465 B2 JP S6150465B2
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- delay
- tachycardia
- delay time
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- Prior art date
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- 208000001871 Tachycardia Diseases 0.000 claims description 51
- 230000006794 tachycardia Effects 0.000 claims description 51
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 claims description 37
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/363—Detecting tachycardia or bradycardia
-
- 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
- A61N1/3621—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
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- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
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Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、心拍信号によつてのみ影響され得る
入力部と、入力部に接続されており頻拍生起の際
に出力信号を生ずる頻拍検出器と、頻拍検出器の
出力信号を与えられると可変の設定可能な遅延時
間の後に出力信号を生ずる遅延回路と、遅延回路
の出力信号を与えられる電極を介して心臓に刺戟
パルスを与える出力回路とを含んでおり、それに
より心拍信号と同期して少なくとも１つの刺戟パ
ルスを心臓に与えるべく構成された頻拍停止装置
に関する。
入力部と、入力部に接続されており頻拍生起の際
に出力信号を生ずる頻拍検出器と、頻拍検出器の
出力信号を与えられると可変の設定可能な遅延時
間の後に出力信号を生ずる遅延回路と、遅延回路
の出力信号を与えられる電極を介して心臓に刺戟
パルスを与える出力回路とを含んでおり、それに
より心拍信号と同期して少なくとも１つの刺戟パ
ルスを心臓に与えるべく構成された頻拍停止装置
に関する。
このような装置はたとえば米国特許第3942534
号明細書から公知である。頻拍とは、不自然に高
い心拍数たとえば毎分180回を越える心拍数の心
拍をいう。このような頻拍が電気的刺戟パルスに
より停止され得る（すなわち正常化され得る）こ
とは知られている。そのための前提条件は、刺戟
パルスが心拍後の特定の時間間隔いわゆる窓時間
の間に心臓に与えられることである。この窓時間
は心拍に続く心臓の不応期の直後または次回の心
拍の直前に位置する。さらに、研究の結果、この
窓時間の幅およびその位置は身体の姿勢、生理的
活動、薬剤効果などにより変化することが知られ
ている。その際、種々の条件に対して、窓時間は
重なり合わないように位置し得る。従つて、各患
者に対して心拍と同期して固定的な刺戟時間を設
定することは不可能である。
号明細書から公知である。頻拍とは、不自然に高
い心拍数たとえば毎分180回を越える心拍数の心
拍をいう。このような頻拍が電気的刺戟パルスに
より停止され得る（すなわち正常化され得る）こ
とは知られている。そのための前提条件は、刺戟
パルスが心拍後の特定の時間間隔いわゆる窓時間
の間に心臓に与えられることである。この窓時間
は心拍に続く心臓の不応期の直後または次回の心
拍の直前に位置する。さらに、研究の結果、この
窓時間の幅およびその位置は身体の姿勢、生理的
活動、薬剤効果などにより変化することが知られ
ている。その際、種々の条件に対して、窓時間は
重なり合わないように位置し得る。従つて、各患
者に対して心拍と同期して固定的な刺戟時間を設
定することは不可能である。
上記米国特許から公知の装置は不応期の終了と
次回心拍との間の全時間間隔を等間隔のステツプ
に分割する。これはたとえば、最初の刺戟パルス
が不応期の終了の時点で、その次の刺戟パルスが
10ミリ秒遅れた時点で、さらにその次の刺戟パル
スがさらに10ミリ秒遅れた時点で（以下同様）発
せられることを意味する。窓時間の幅は非常に狭
いことが多く、その場合に上記の方法では個々の
刺戟パルス間の間隔が相応に小さく選定されなけ
ればならない。しかし、これはすべての可能な間
隔のスイープのために多数の相い異なるパルスが
必要であることを意味する。従つて、公知の装置
の欠点は、特定の時間間隔中に位置する刺戟パル
スにより頻拍が停止されるまでに、場合によつて
は非常に長い時間がかかることである。検討の結
果、最悪の場合には15分も経過しないと頻拍が停
止されないことが判明している。
次回心拍との間の全時間間隔を等間隔のステツプ
に分割する。これはたとえば、最初の刺戟パルス
が不応期の終了の時点で、その次の刺戟パルスが
10ミリ秒遅れた時点で、さらにその次の刺戟パル
スがさらに10ミリ秒遅れた時点で（以下同様）発
せられることを意味する。窓時間の幅は非常に狭
いことが多く、その場合に上記の方法では個々の
刺戟パルス間の間隔が相応に小さく選定されなけ
ればならない。しかし、これはすべての可能な間
隔のスイープのために多数の相い異なるパルスが
必要であることを意味する。従つて、公知の装置
の欠点は、特定の時間間隔中に位置する刺戟パル
スにより頻拍が停止されるまでに、場合によつて
は非常に長い時間がかかることである。検討の結
果、最悪の場合には15分も経過しないと頻拍が停
止されないことが判明している。
別の検討の結果、刺戟時点が的中しているほど
頻拍が容易に停止され得ることが判明している。
特にこのことはAV結節を襲う頻拍に対してあて
はまる。
頻拍が容易に停止され得ることが判明している。
特にこのことはAV結節を襲う頻拍に対してあて
はまる。
本発明の目的は、冒頭に記載した種類の装置
を、頻拍の停止のために有効な窓時間が従来の装
置による場合にくらべてはるかに迅速に探し出さ
れ得るように改良することである。この目的は、
本発明によれば、２つの心拍信号の間の時間
（RR時間）を測定するための装置が設けられてお
り、測定されたRR時間の値から予め選定可能な
数の相い異なる遅延時間を定める演算ユニツトを
遅延回路が含んでおり、これらの遅延時間のうち
最短の遅延時間は予め設定可能な値を有し、また
それよりも長い遅延時間は隣接する遅延時間の差
分が単調増大するように最長の遅延時間に向かつ
て逐次大きな値に定められ、こうして定められた
遅延時間を遅延回路が予め選定可能な順序スイー
プすることにより達成される。本発明は、窓時間
が不応期と後続の心拍との間の時間間隔中で後の
ほうに位置するほど広いという認識に立脚してい
る。最初に検査に際に心臓の不応期が頻拍中に公
知の仕方で求められ、その値が刺戟パルスの遅延
時間に対する下限値として定められる。次に、装
置自体が頻拍の際のRR時間と上記の下限値との
間の差を求め、こうして求められた時間間隔を適
当な数のステツプ（たとえば６ないし10ステツ
プ）に分割する。最も簡単な場合には、これらの
ステツプは残余時間間隔をそのつど二分すること
により定められ得る。しかし、他の分割の仕方た
とえばそのつど三分することも可能である。必要
なことは、これらのステツプが不応期に向かつて
単調短縮していることだけである。刺戟パルスが
下限遅延時間から始まるか上限遅延時間から始ま
るかに関係なく、いずれの場合にも全時間間隔が
少数のステツプでカバーされる。１つの実施態様
では、時間間隔のスイープが中央の遅延時間のス
テツプから始めて交互にそれよりも長い遅延時間
または短い遅延時間のステツプに移行するように
行なわれる。このようなスイープの仕方を“遠心
的”な順序のスイープと呼ぶ。
を、頻拍の停止のために有効な窓時間が従来の装
置による場合にくらべてはるかに迅速に探し出さ
れ得るように改良することである。この目的は、
本発明によれば、２つの心拍信号の間の時間
（RR時間）を測定するための装置が設けられてお
り、測定されたRR時間の値から予め選定可能な
数の相い異なる遅延時間を定める演算ユニツトを
遅延回路が含んでおり、これらの遅延時間のうち
最短の遅延時間は予め設定可能な値を有し、また
それよりも長い遅延時間は隣接する遅延時間の差
分が単調増大するように最長の遅延時間に向かつ
て逐次大きな値に定められ、こうして定められた
遅延時間を遅延回路が予め選定可能な順序スイー
プすることにより達成される。本発明は、窓時間
が不応期と後続の心拍との間の時間間隔中で後の
ほうに位置するほど広いという認識に立脚してい
る。最初に検査に際に心臓の不応期が頻拍中に公
知の仕方で求められ、その値が刺戟パルスの遅延
時間に対する下限値として定められる。次に、装
置自体が頻拍の際のRR時間と上記の下限値との
間の差を求め、こうして求められた時間間隔を適
当な数のステツプ（たとえば６ないし10ステツ
プ）に分割する。最も簡単な場合には、これらの
ステツプは残余時間間隔をそのつど二分すること
により定められ得る。しかし、他の分割の仕方た
とえばそのつど三分することも可能である。必要
なことは、これらのステツプが不応期に向かつて
単調短縮していることだけである。刺戟パルスが
下限遅延時間から始まるか上限遅延時間から始ま
るかに関係なく、いずれの場合にも全時間間隔が
少数のステツプでカバーされる。１つの実施態様
では、時間間隔のスイープが中央の遅延時間のス
テツプから始めて交互にそれよりも長い遅延時間
または短い遅延時間のステツプに移行するように
行なわれる。このようなスイープの仕方を“遠心
的”な順序のスイープと呼ぶ。
本発明の実施態様として、種々の遅延時間を記
憶するかのメモリが設けられていることは有利で
ある。遅延時間はあたかも表のようにメモリに記
憶され、選定可能なパターンに従つて相次ぐ刺戟
パルスを遅延させるために利用され得る。
憶するかのメモリが設けられていることは有利で
ある。遅延時間はあたかも表のようにメモリに記
憶され、選定可能なパターンに従つて相次ぐ刺戟
パルスを遅延させるために利用され得る。
探索時間を一層短縮するため、本発明の実施態
様として、頻拍の停止に通ずる遅延時間がメモリ
に記憶され、新たな頻拍の生起の際に最初に設定
される遅延時間として用いられることは有利であ
る。この場合、２回目以後の遅延時間が遠心的な
順序でスイープされることは特に有利である。
様として、頻拍の停止に通ずる遅延時間がメモリ
に記憶され、新たな頻拍の生起の際に最初に設定
される遅延時間として用いられることは有利であ
る。この場合、２回目以後の遅延時間が遠心的な
順序でスイープされることは特に有利である。
新たな頻拍に対する窓時間は前回の頻拍に対す
る窓時間と同一ではないまでもその付近に位置す
る確率が大きい。前回の頻拍の停止時に記憶され
た遅延時間値はすべての可能な遅延時間の中央に
位置するとは限らないので、記憶された値から両
方向に相い異なる数のステツプが存在し得る。す
べての可能な遅延時間を遠心的な順序でスイープ
する際、一方の側のステツプをスイープし終つた
時に他方の側にはスイープされていないのステツ
プが残されている可能性がある。このような場
合、他方の側のステツプをスイープし終るまで一
方の側の限界値が何回が繰返されてもよいし、他
方の側のスイープされていないステツプのスイー
プのみが続けられてもよい。
る窓時間と同一ではないまでもその付近に位置す
る確率が大きい。前回の頻拍の停止時に記憶され
た遅延時間値はすべての可能な遅延時間の中央に
位置するとは限らないので、記憶された値から両
方向に相い異なる数のステツプが存在し得る。す
べての可能な遅延時間を遠心的な順序でスイープ
する際、一方の側のステツプをスイープし終つた
時に他方の側にはスイープされていないのステツ
プが残されている可能性がある。このような場
合、他方の側のステツプをスイープし終るまで一
方の側の限界値が何回が繰返されてもよいし、他
方の側のスイープされていないステツプのスイー
プのみが続けられてもよい。
本発明の１つの実施態様として、心拍信号と同
期してそのつど１個ではなく複数個の刺戟パルス
が発せられ、これらのパルスの相互間隔が固定的
に予め選定可能であることは有利である。たとえ
ば種々の遅延時間のスイープ後に頻拍が停止され
ていない場合には、刺戟パルスの個数を変更して
同一のサイクルが繰返され得る。それにより装置
のバリエーシヨンの可能性が著しく高められる。
すなわち、遅延時間だけではなく、そのつど発せ
られるパルスの個数も変更され得るし、さらには
これらのパルスの間の時間間隔も変更され得る。
さらに、種々のスイープサイクルを用いる順序も
変更され得る。
期してそのつど１個ではなく複数個の刺戟パルス
が発せられ、これらのパルスの相互間隔が固定的
に予め選定可能であることは有利である。たとえ
ば種々の遅延時間のスイープ後に頻拍が停止され
ていない場合には、刺戟パルスの個数を変更して
同一のサイクルが繰返され得る。それにより装置
のバリエーシヨンの可能性が著しく高められる。
すなわち、遅延時間だけではなく、そのつど発せ
られるパルスの個数も変更され得るし、さらには
これらのパルスの間の時間間隔も変更され得る。
さらに、種々のスイープサイクルを用いる順序も
変更され得る。
種々のバリエーシヨンを特に簡単に実現するた
め、種々の選定または設定可能な量の少なくとも
一部分がプログラマブルであることは有利であ
る。そのために、入力部および出力回路を除いて
装置のすべての構成要素がマイクロプロセツサに
より形成されていることは特に有利である。マイ
クロプロセツサには、たとえば １ 頻拍条件 ２ 最短遅延時間（通常は頻拍の際の不応期より
もわずかに大きく選定される） ３ 心拍信号に同期して発せられるべき刺戟パル
スの個数（たとえば２個、、３個またはそれ以
上）および場合によつてはその増大の仕方 ４ １群の刺戟パルスの間の時間間隔 が変数としてプログラムされ得る。
め、種々の選定または設定可能な量の少なくとも
一部分がプログラマブルであることは有利であ
る。そのために、入力部および出力回路を除いて
装置のすべての構成要素がマイクロプロセツサに
より形成されていることは特に有利である。マイ
クロプロセツサには、たとえば １ 頻拍条件 ２ 最短遅延時間（通常は頻拍の際の不応期より
もわずかに大きく選定される） ３ 心拍信号に同期して発せられるべき刺戟パル
スの個数（たとえば２個、、３個またはそれ以
上）および場合によつてはその増大の仕方 ４ １群の刺戟パルスの間の時間間隔 が変数としてプログラムされ得る。
さらに、装置の始動が頻拍生起時に自動的に行
なわれるか、外部からたとえば磁石によりロツク
を解除した後に行なわれるかの選択が可能である
ことが好ましい。さらに、装置が頻拍停止のため
の作動を継続する時間を定め得ることが好まし
い。なぜならば、刺戟パルスによる頻拍停止が常
に可能であるとは限らないからである。装置が体
内に植込まれた心臓ペースメーカと共に用いられ
る場合には、その心臓ペースメーカのベース禁止
心拍数もプログラマブルであることは有利であ
る。頻拍停止後に心拍を正常な心拍に落ち着かせ
るため、正常心拍数と一致するいくつかの刺戟パ
ルスを心臓に与えることは有利である。
なわれるか、外部からたとえば磁石によりロツク
を解除した後に行なわれるかの選択が可能である
ことが好ましい。さらに、装置が頻拍停止のため
の作動を継続する時間を定め得ることが好まし
い。なぜならば、刺戟パルスによる頻拍停止が常
に可能であるとは限らないからである。装置が体
内に植込まれた心臓ペースメーカと共に用いられ
る場合には、その心臓ペースメーカのベース禁止
心拍数もプログラマブルであることは有利であ
る。頻拍停止後に心拍を正常な心拍に落ち着かせ
るため、正常心拍数と一致するいくつかの刺戟パ
ルスを心臓に与えることは有利である。
本発明の範囲内で、ここに詳細には言及しない
種々の組合わせおよびバリエーシヨンが可能であ
る。
種々の組合わせおよびバリエーシヨンが可能であ
る。
たとえば、本装置はヨーロツパ特許出願第
793015397号から公知の仕方で全部または一部を
体外の装置のなかに配置され、植込まれた心臓ペ
ースメーカと共同作用して、頻拍生起の際に心臓
ペースメーカを制御するように構成され得る。
793015397号から公知の仕方で全部または一部を
体外の装置のなかに配置され、植込まれた心臓ペ
ースメーカと共同作用して、頻拍生起の際に心臓
ペースメーカを制御するように構成され得る。
以下、図面に示されている実施例により本発明
を一層詳細に説明する。
を一層詳細に説明する。
第１図には、心臓に通ずる電極が接続される端
子が参照符号１を付して示されている。この電極
を介して、パルスが心臓に供給され得るし、また
心臓の活動（心拍）が検出され得る。検出された
心拍は導線１１を経て入力増幅器２に供給され
る。その出力信号は心拍信号のみに応答する検出
器３に到達する。この検出器を通過した信号は導
線３１およびゲート４を経てカウンタ５に到達す
る。ゲート４はクロツク発生器６を介してそのつ
ど特定の時間たとえば２秒間だけ開かれる。この
時間中にカウンタに到達するパルスの数が所定の
数に達しまたはそれを越えると、頻拍が生じてい
るとみなされ、カウンタ５は導線５１上に出力信
号を発し、それによりもう１つのカウンタ７が始
動される。さらに、第２図に詳細に示されている
ように内部演算ユニツトを有するメモリ８が設け
られている。導線８１を経てメモリ８から特定の
遅延時間値がカウンタ７に入力される。さらにカ
ウンタ７はクロツクパルス発生器６からたとえば
1kHzの周波数を有するクロツクパルスを受け
る。カウンタ７の出力信号は導線７１を経て出力
回路９に与えられ、この信号により制御されて出
力回路９は所定の数の刺戟パルスを導線９１を経
て端子１与える。カウンタ７の出力信号はさらに
導線７５を経てカウンタ５に与えられ、そこでリ
セツト信号としての役割をする。さらにカウンタ
７の出力端は導線７８を経てメモリ８と接続され
ており、それによりメモリ８からカウンタ７へ与
えられる遅延時間値の変化を制御する。メモリ８
には周波数の高いクロツク信号が与えられる。さ
らに導線３２を経て検出器３の出力信号がメモリ
８に与えられている。別の制御信号として導線５
２を経てカウンタ５の出力信号すなわち実際上頻
拍検出器の出力信号がメモリ８に与えられる。
子が参照符号１を付して示されている。この電極
を介して、パルスが心臓に供給され得るし、また
心臓の活動（心拍）が検出され得る。検出された
心拍は導線１１を経て入力増幅器２に供給され
る。その出力信号は心拍信号のみに応答する検出
器３に到達する。この検出器を通過した信号は導
線３１およびゲート４を経てカウンタ５に到達す
る。ゲート４はクロツク発生器６を介してそのつ
ど特定の時間たとえば２秒間だけ開かれる。この
時間中にカウンタに到達するパルスの数が所定の
数に達しまたはそれを越えると、頻拍が生じてい
るとみなされ、カウンタ５は導線５１上に出力信
号を発し、それによりもう１つのカウンタ７が始
動される。さらに、第２図に詳細に示されている
ように内部演算ユニツトを有するメモリ８が設け
られている。導線８１を経てメモリ８から特定の
遅延時間値がカウンタ７に入力される。さらにカ
ウンタ７はクロツクパルス発生器６からたとえば
1kHzの周波数を有するクロツクパルスを受け
る。カウンタ７の出力信号は導線７１を経て出力
回路９に与えられ、この信号により制御されて出
力回路９は所定の数の刺戟パルスを導線９１を経
て端子１与える。カウンタ７の出力信号はさらに
導線７５を経てカウンタ５に与えられ、そこでリ
セツト信号としての役割をする。さらにカウンタ
７の出力端は導線７８を経てメモリ８と接続され
ており、それによりメモリ８からカウンタ７へ与
えられる遅延時間値の変化を制御する。メモリ８
には周波数の高いクロツク信号が与えられる。さ
らに導線３２を経て検出器３の出力信号がメモリ
８に与えられている。別の制御信号として導線５
２を経てカウンタ５の出力信号すなわち実際上頻
拍検出器の出力信号がメモリ８に与えられる。
この装置の作動の仕方を以下に第４図のパルス
ダダイアグラムにより説明する。
ダダイアグラムにより説明する。
正常な心臓活動が行なわれていれば、すなわち
心拍数がたとえば毎分150拍以下であれば、カウ
ンタ５はゲート４が開かれている時間中に出力信
号を発するために必要な値に達しない。従つて、
刺戟パルス発生用装置は始動されない。これは第
４図に上側部分に期間Ａとして示されている。第
４図の中央部分には、検出された心拍信号が示さ
れている。下側部分の期間Ａには、頻拍が指示さ
れず、従つてまた刺戟パルスが発生されないこと
が示されている。
心拍数がたとえば毎分150拍以下であれば、カウ
ンタ５はゲート４が開かれている時間中に出力信
号を発するために必要な値に達しない。従つて、
刺戟パルス発生用装置は始動されない。これは第
４図に上側部分に期間Ａとして示されている。第
４図の中央部分には、検出された心拍信号が示さ
れている。下側部分の期間Ａには、頻拍が指示さ
れず、従つてまた刺戟パルスが発生されないこと
が示されている。
期間Ａに続く期間Ｂでは、頻拍が検出されてい
る。それによりカウンタ５は出力信号をカウンタ
７に与えて、それを始動する。カウンタ７はたと
えばメモリ８から転送された遅延時間値d1からク
ロツク周波数で零までダウンカウントし、続いて
刺戟パルス発生のため出力回路９を制御する出力
信号を発する。第４図の下側部分には、遅延時間
が方形パルスとして示されている。遅延時間の終
了時に、第４図の中央部分に負パルスとして示さ
れている最初の刺戟パルスが発せられる。いまの
例では、この刺戟パルスは先行の心拍に対して頻
拍停止のための正しい時間間隔に位置していな
い。従つて、カウンタ５は所定の数の頻拍、第４
図の例では４つの頻拍の新たな生起後に始動し、
前回よりも長い遅延時間d2の終了時に再び刺戟パ
ルスを発する。この遅延時間後に発せられる刺戟
パルスが頻拍を停止するものと仮定する。第４図
の期間Ｃでは、心臓は再びその正常な心拍に戻さ
れている。
る。それによりカウンタ５は出力信号をカウンタ
７に与えて、それを始動する。カウンタ７はたと
えばメモリ８から転送された遅延時間値d1からク
ロツク周波数で零までダウンカウントし、続いて
刺戟パルス発生のため出力回路９を制御する出力
信号を発する。第４図の下側部分には、遅延時間
が方形パルスとして示されている。遅延時間の終
了時に、第４図の中央部分に負パルスとして示さ
れている最初の刺戟パルスが発せられる。いまの
例では、この刺戟パルスは先行の心拍に対して頻
拍停止のための正しい時間間隔に位置していな
い。従つて、カウンタ５は所定の数の頻拍、第４
図の例では４つの頻拍の新たな生起後に始動し、
前回よりも長い遅延時間d2の終了時に再び刺戟パ
ルスを発する。この遅延時間後に発せられる刺戟
パルスが頻拍を停止するものと仮定する。第４図
の期間Ｃでは、心臓は再びその正常な心拍に戻さ
れている。
第１図で、カウンタ７で出力回路９を制御する
つど、同時にカウンタ５がその初期状態にリセツ
トされ、さらに信号がメモリ８に与えられ、それ
により他の遅延時間値がカウンタ７に入力され
る。この遅延時間の後に頻拍が停止されれば、す
なわち所定の時間の終了時ににカウンタ５から出
力信号が生じなければ、導線５２を経てメモリ８
は反対方向に駆動されるので、カウンタ７は再び
古い遅延時間値を受ける。それにより、装置は頻
拍の停止のための正しい遅延時間値を記憶するこ
とができる。頻拍の新たな生起時には、最初に発
せられた刺戟パルスと同一の遅延時間で再び刺戟
パルスが発せられる。
つど、同時にカウンタ５がその初期状態にリセツ
トされ、さらに信号がメモリ８に与えられ、それ
により他の遅延時間値がカウンタ７に入力され
る。この遅延時間の後に頻拍が停止されれば、す
なわち所定の時間の終了時ににカウンタ５から出
力信号が生じなければ、導線５２を経てメモリ８
は反対方向に駆動されるので、カウンタ７は再び
古い遅延時間値を受ける。それにより、装置は頻
拍の停止のための正しい遅延時間値を記憶するこ
とができる。頻拍の新たな生起時には、最初に発
せられた刺戟パルスと同一の遅延時間で再び刺戟
パルスが発せられる。
第２図には、メモリ８の１つの実施例が詳細に
示されている。このメモリの主要な構成部分はい
まの例では８つの記憶場所を有するレジスタ８０
である。最も上側の記憶場所にはたとえば最小可
能な時間遅延が固定記憶される。この時間遅延は
不応期に相当し、またはそれよりもごくわずかに
大きいに過ぎない。最も下側の記憶場所には、２
つの頻拍信号の間隔に相当する最大可能な時間遅
延が記憶される。この時間はたとえば、導線６１
を経てクロツクパルス発生器６からクロツクパル
スを与えられまた導線３２を経て心拍信号を与え
られるカウンタ８２で求められる。２つの心拍信
号の間に生ずるクロツクパルスの数は測定すべき
時間間隔に対する尺度である。遅延時間の最小値
はレジスタ８３に入力され、最大値は先ずレジス
タ８４に入力される。これらの両値から回路８５
で〔（レジスタ８３の値）＋｛（レジスタ８４の値）
−（レジスタ８３の値）｝／２〕の値が形成され、
導線８６を経てレジスタ８０の次の記憶場所に伝
達される。次いで、この値が新しい値としてレジ
スタ８４に入力される。レジスタ８０のすべての
記憶場所に記憶が行なわれるまで、上記のような
過程が繰返される。
示されている。このメモリの主要な構成部分はい
まの例では８つの記憶場所を有するレジスタ８０
である。最も上側の記憶場所にはたとえば最小可
能な時間遅延が固定記憶される。この時間遅延は
不応期に相当し、またはそれよりもごくわずかに
大きいに過ぎない。最も下側の記憶場所には、２
つの頻拍信号の間隔に相当する最大可能な時間遅
延が記憶される。この時間はたとえば、導線６１
を経てクロツクパルス発生器６からクロツクパル
スを与えられまた導線３２を経て心拍信号を与え
られるカウンタ８２で求められる。２つの心拍信
号の間に生ずるクロツクパルスの数は測定すべき
時間間隔に対する尺度である。遅延時間の最小値
はレジスタ８３に入力され、最大値は先ずレジス
タ８４に入力される。これらの両値から回路８５
で〔（レジスタ８３の値）＋｛（レジスタ８４の値）
−（レジスタ８３の値）｝／２〕の値が形成され、
導線８６を経てレジスタ８０の次の記憶場所に伝
達される。次いで、この値が新しい値としてレジ
スタ８４に入力される。レジスタ８０のすべての
記憶場所に記憶が行なわれるまで、上記のような
過程が繰返される。
一例では、２つの頻拍の間の間隔は400ミリ秒
であり、また心臓の不応期およびそれと等しく設
定される最小遅延時間は200ミリ秒であると仮定
されている。この場合の遅延時間は記憶場所のす
ぐ右横に記入されている値となる。
であり、また心臓の不応期およびそれと等しく設
定される最小遅延時間は200ミリ秒であると仮定
されている。この場合の遅延時間は記憶場所のす
ぐ右横に記入されている値となる。
遅延時間値のすぐ右横には、２つの心拍の間の
間隔が遠心的な順序で探索されるべき場合に、第
１図の実施例におけるカウンタ７に遅延時間値が
どのような順序で与えられるかが示されている。
遅延時間値d1＝212ミリ秒で開始され、それによ
り頻拍が終了しなければ２回目のd2＝225ミリが
秒が続き、それでも頻拍が終了しなければ３回目
のd3＝206ミリ秒が続く（以下同様）。第４図に示
されている例では、２回目の遅延時間値d2で既に
頻拍が停止しているので、この値が新たな頻拍の
生起の際の１回目の遅延時間値として用いられ
る。その際にカウンタに与えられる遅延時間値の
順序が第２図の右端にd1〜d8として示されてい
る。
間隔が遠心的な順序で探索されるべき場合に、第
１図の実施例におけるカウンタ７に遅延時間値が
どのような順序で与えられるかが示されている。
遅延時間値d1＝212ミリ秒で開始され、それによ
り頻拍が終了しなければ２回目のd2＝225ミリが
秒が続き、それでも頻拍が終了しなければ３回目
のd3＝206ミリ秒が続く（以下同様）。第４図に示
されている例では、２回目の遅延時間値d2で既に
頻拍が停止しているので、この値が新たな頻拍の
生起の際の１回目の遅延時間値として用いられ
る。その際にカウンタに与えられる遅延時間値の
順序が第２図の右端にd1〜d8として示されてい
る。
第３図には、もう１つの実施例がブロツク回路
図で示されている。第１図と同様に、心臓に通ず
る電極に対する端子が参照符号１を付して示され
ている。この端子から信号は導線１１を経て、増
幅器および検出器を含む回路１０に到達する。そ
こから信号はマイクロプロセツサ１００に与えら
れ、そこで種々の遅延時間値が計算され記憶され
る。このマイクロプロセツサ１００の出力は刺戟
パルス発生用の出力回路９を制御する。
図で示されている。第１図と同様に、心臓に通ず
る電極に対する端子が参照符号１を付して示され
ている。この端子から信号は導線１１を経て、増
幅器および検出器を含む回路１０に到達する。そ
こから信号はマイクロプロセツサ１００に与えら
れ、そこで種々の遅延時間値が計算され記憶され
る。このマイクロプロセツサ１００の出力は刺戟
パルス発生用の出力回路９を制御する。
さらに第３図には、マイクロプロセツサ１００
が受信装置２０１を備えたプログラミング装置２
００によりプログラムされ得ることが示されてい
る。同様なプログラミング装置が第１図の装置に
も設けられ得る。
が受信装置２０１を備えたプログラミング装置２
００によりプログラムされ得ることが示されてい
る。同様なプログラミング装置が第１図の装置に
も設けられ得る。
以上に例として示した両装置は頻拍以外の心拍
異常の際にも刺戟パルスを心臓に与え得る植込み
心臓ペースメーカの一部分であつてもよい。
異常の際にも刺戟パルスを心臓に与え得る植込み
心臓ペースメーカの一部分であつてもよい。
図面をわかりやすくするため、遅延時間の経過
のつど１つの刺戟パルスが発せられるものとして
図示したが、予め選定可能な相互間隔を有する複
数個の刺戟パルスが１群としてそのつど心臓に発
せられるように構成し得ることはもちろんであ
る。
のつど１つの刺戟パルスが発せられるものとして
図示したが、予め選定可能な相互間隔を有する複
数個の刺戟パルスが１群としてそのつど心臓に発
せられるように構成し得ることはもちろんであ
る。
第１図は本発明による装置の第１の実施例のブ
ロツク回路図、第２図は第１図の装置の一部分の
詳細な回路図、第３図は本発明による第２の実施
例のブロツク回路図、第４図は本発明による装置
の作動の仕方を説明するためのパルスダイアグラ
ムである。 １……電極接続端子、２……入力増幅器、３…
…心拍検出器、４……ゲート、５……カウンタ、
６……クロツクパルス発生器、７……カウンタ、
８……メモリ、９……出力回路、１０……入力
部、８０……レジスタ、８２……カウンタ、８
３，８４……レジスタ、１００……マイクロプロ
セツサ、２００……プログラミング装置、２０１
……受信装置。
ロツク回路図、第２図は第１図の装置の一部分の
詳細な回路図、第３図は本発明による第２の実施
例のブロツク回路図、第４図は本発明による装置
の作動の仕方を説明するためのパルスダイアグラ
ムである。 １……電極接続端子、２……入力増幅器、３…
…心拍検出器、４……ゲート、５……カウンタ、
６……クロツクパルス発生器、７……カウンタ、
８……メモリ、９……出力回路、１０……入力
部、８０……レジスタ、８２……カウンタ、８
３，８４……レジスタ、１００……マイクロプロ
セツサ、２００……プログラミング装置、２０１
……受信装置。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 心拍信号によつてのみ影響され得る入力部
と、入力部に接続されており頻拍生起の際に出力
信号を生ずる頻拍検出器と、頻拍検出器の出力信
号を与えられると可変の設定可能な遅延時間の後
に出力信号を生ずる遅延回路と、遅延回路の出力
信号を与えられると電極を介して心臓に刺戟パル
スを与える出力回路とを含んでおり、それにより
心拍信号と同期して少なくとも１つの刺戟パルス
を心臓に与えるべく構成された頻拍停止装置にお
いて、２つの心拍信号の間の時間（RR時間）を
測定するための装置８２が設けられており、測定
されたRR時間の値から予め選定可能な数の相異
なる遅延時間を定める演算ユニツトを遅延回路
７，８が含んでおり、これらの遅延時間のうち最
短の遅延時間は予め設定可能な値を有し、またそ
れよりも長い遅延時間は隣接する遅延時間の差分
が単調増大するように最長の遅延時間に向かつて
逐次大きな値に定められ、遅延回路７，８はこう
して定められた遅延時間を予め選定可能な順序で
スイープすることを特徴とする頻拍停止装置。 ２ RR時間と最短遅延時間との間の差から形成
される時間間隔が残余時間間隔の二分を繰返すこ
とにより最短遅延時間に向かつて単調減少するス
テツプに分割されるように遅延時間が定められる
ことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の装
置。 ３ 遅延時間を記憶するためのメモリが設けられ
ていることを特徴とする特許請求の範囲第１項ま
たは第２項記載の装置。 ４ 頻拍の停止に通ずる遅延時間がメモリ８に記
憶され、新たな頻拍の生起の際に最初に設定され
る遅延時間として用いられることを特徴とする特
許請求の範囲第３項の装置。 ５ ２回目以後の遅延時間が“遠心的”な順序で
スイープされることを特徴とする特許請求の範囲
第４項記載の装置。 ６ 出力回路９がそのつど複数個の刺戟パルスを
発し、これらのパルスの相互間隔が固定的に予め
選定可能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５項のいずれかに記載の装置。 ７ １つの遅延時間サイクルの完了後直ちに次の
サイクルが開始し、遅延時間あたりの刺戟パルス
の数および（または）これらのパルスの相互間隔
が可変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６項のいずれかに記載の装置。 ８ 種々の選定または設定可能な量の少なくとも
一部分がプログラマブル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７項のいずれかに
記載の装置。 ９ 入力部１０および出力回路９を除いて、装置
のすべての構成要素がマイクロプロセツサ１００
により形成されていることを特徴とする特許請求
の範囲第１項ないし第８項のいずれかに記載の装
置。 １０ ロツク回路を有し、そのロツク解除後に始
動することを特徴とする特許請求の範囲第１項な
いし第９項のいずれかに記載の装置。 １１ 体内に植込まれる心臓ペースメーカのなか
に配置されることを特徴とする特許請求の範囲第
１項ないし第１０項のいずれかに記載の装置。 １２ 体外に配置され、体内に植込まれる心臓ペ
ースメーカと共同作用して、頻拍生起の際に心臓
ペースメーカを制御することを特徴とする特許請
求の範囲第１項ないし第１０項のいずれかに記載
の装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| SE8107269-6 | 1981-12-04 | ||
| SE8107269A SE8107269L (sv) | 1981-12-04 | 1981-12-04 | Anordning for att avsluta en takykardi |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS58103470A JPS58103470A (ja) | 1983-06-20 |
| JPS6150465B2 true JPS6150465B2 (ja) | 1986-11-04 |
Family
ID=20345204
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57212600A Granted JPS58103470A (ja) | 1981-12-04 | 1982-12-03 | 頻拍停止装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4574437A (ja) |
| EP (1) | EP0081209B1 (ja) |
| JP (1) | JPS58103470A (ja) |
| DE (1) | DE3273490D1 (ja) |
| SE (1) | SE8107269L (ja) |
Families Citing this family (21)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4554921A (en) * | 1983-02-11 | 1985-11-26 | Vitafin N.V. | Dual chamber pacemaker with automatic high rate limit mode determination |
| US4572192A (en) * | 1983-09-21 | 1986-02-25 | Board Of Regents For The University Of Oklahoma | System for prevention of paroxysmal supraventricular tachycardia |
| GB8406509D0 (en) * | 1984-03-13 | 1984-04-18 | Bio Medical Res Ltd | Electrical stimulation of muscle |
| US4577633A (en) * | 1984-03-28 | 1986-03-25 | Medtronic, Inc. | Rate scanning demand pacemaker and method for treatment of tachycardia |
| US4587970A (en) * | 1985-01-22 | 1986-05-13 | Telectronics N.V. | Tachycardia reversion pacer |
| DE3535517A1 (de) * | 1985-10-04 | 1987-04-09 | Siemens Ag | Vorhofgesteuerter herzschrittmacher |
| DE3535568A1 (de) * | 1985-10-04 | 1987-04-09 | Siemens Ag | Vorhofgesteuerter herzschrittmacher |
| DE3535543A1 (de) * | 1985-10-04 | 1987-04-09 | Siemens Ag | Vorhofgesteuerter herzschrittmacher |
| US4830006B1 (en) * | 1986-06-17 | 1997-10-28 | Intermedics Inc | Implantable cardiac stimulator for detection and treatment of ventricular arrhythmias |
| US4940054A (en) * | 1988-04-29 | 1990-07-10 | Telectronics N.V. | Apparatus and method for controlling multiple sensitivities in arrhythmia control system including post therapy packing delay |
| US4941471A (en) * | 1988-09-07 | 1990-07-17 | Medtronic, Inc. | Rate stabilization pacemaker |
| US5103822A (en) * | 1990-04-03 | 1992-04-14 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Pacing system for termination of cardiac arrhythmias utilizing scanning techniques |
| US5144947A (en) * | 1990-04-03 | 1992-09-08 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Apparatus and method for antitachycardia pacing in a arrhythmia control systems |
| SE9100229D0 (sv) * | 1991-01-25 | 1991-01-25 | Siemens Elema Ab | Implanterbar medicinsk apparat foer stimulering av ett hjaerta |
| US5354316A (en) * | 1993-01-29 | 1994-10-11 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detection and treatment of tachycardia and fibrillation |
| US5342402A (en) * | 1993-01-29 | 1994-08-30 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detection and treatment of tachycardia and fibrillation |
| US5489293A (en) * | 1993-08-31 | 1996-02-06 | Ventritex, Inc. | Method and apparatus for treating cardiac tachyarrhythmia |
| US5431689A (en) * | 1993-09-23 | 1995-07-11 | Pacesetter, Inc. | Implantable stimulation system and method for terminating cardiac arrhythmias |
| US5882352A (en) * | 1995-05-25 | 1999-03-16 | Pacesetter, Inc. | Automatic adjustment of detection rate threshold in an implantable antitachycardia therapy device |
| US6668195B2 (en) | 2001-10-30 | 2003-12-23 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for reducing the likelihood of atrial fibrillation |
| US7162300B2 (en) * | 2003-01-13 | 2007-01-09 | Medtronic, Inc. | Synchronized atrial anti-tachy pacing system and method |
Family Cites Families (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR2248020B1 (ja) * | 1973-10-18 | 1977-05-27 | Pequignot Michel | |
| GB1493353A (en) * | 1973-11-21 | 1977-11-30 | Devices Implants Ltd | Device for terminating tachycardia |
| US3937226A (en) * | 1974-07-10 | 1976-02-10 | Medtronic, Inc. | Arrhythmia prevention apparatus |
| CH632403A5 (de) * | 1977-09-08 | 1982-10-15 | Avl Ag | Verfahren und einrichtung zum ermitteln von systolischen zeitintervallen. |
| US4163451A (en) * | 1977-10-26 | 1979-08-07 | Cordis Corporation | Interactive method and digitally timed apparatus for cardiac pacing arrhythmia treatment |
| US4181133A (en) * | 1978-05-22 | 1980-01-01 | Arco Medical Products Company | Programmable tachycardia pacer |
| US4228803A (en) * | 1978-06-23 | 1980-10-21 | Credit Du Nord International N.V. | Physiologically adaptive cardiac pacemaker |
| ATE3946T1 (de) * | 1978-08-22 | 1983-07-15 | Siemens Aktiengesellschaft | Vorrichtung zum untersuchen oder regeln einer erhoehten herzfrequenz. |
| US4285041A (en) * | 1979-06-22 | 1981-08-18 | Smith Kent G | Digital pacing timer |
| EP0023134B1 (en) * | 1979-07-19 | 1983-07-20 | Medtronic, Inc. | Implantable cardioverter |
| US4280502A (en) * | 1979-08-08 | 1981-07-28 | Intermedics, Inc. | Tachycardia arrester |
| DE3110014A1 (de) * | 1980-05-19 | 1982-03-25 | Telectronics Pty. Ltd., Lane Cove, New South Wales | Aeusserlich rueckstellbarer tachykardie-regelschrittmacher |
| GB2083363B (en) * | 1980-08-05 | 1985-02-27 | Mirowski Mieczyslaw | Automatic defibrillator |
| US4406287A (en) * | 1981-07-17 | 1983-09-27 | Telectronics Pty. Ltd. | Variable length scanning burst tachycardia control pacer |
-
1981
- 1981-12-04 SE SE8107269A patent/SE8107269L/ not_active Application Discontinuation
-
1982
- 1982-12-02 DE DE8282111174T patent/DE3273490D1/de not_active Expired
- 1982-12-02 EP EP82111174A patent/EP0081209B1/de not_active Expired
- 1982-12-03 JP JP57212600A patent/JPS58103470A/ja active Granted
-
1985
- 1985-05-23 US US06/736,990 patent/US4574437A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0081209A1 (de) | 1983-06-15 |
| US4574437A (en) | 1986-03-11 |
| SE8107269L (sv) | 1983-06-05 |
| EP0081209B1 (de) | 1986-09-24 |
| JPS58103470A (ja) | 1983-06-20 |
| DE3273490D1 (en) | 1986-10-30 |
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