JPS6254512B2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- JPS6254512B2 JPS6254512B2 JP57501100A JP50110082A JPS6254512B2 JP S6254512 B2 JPS6254512 B2 JP S6254512B2 JP 57501100 A JP57501100 A JP 57501100A JP 50110082 A JP50110082 A JP 50110082A JP S6254512 B2 JPS6254512 B2 JP S6254512B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- pacing
- output
- microprocessor
- controller
- defibrillation
- 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
Links
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 64
- 230000004044 response Effects 0.000 description 37
- 230000002861 ventricular Effects 0.000 description 31
- 238000000034 method Methods 0.000 description 29
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 28
- 102100026827 Protein associated with UVRAG as autophagy enhancer Human genes 0.000 description 24
- 101710102978 Protein associated with UVRAG as autophagy enhancer Proteins 0.000 description 24
- 230000001746 atrial effect Effects 0.000 description 24
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 description 21
- 208000003663 ventricular fibrillation Diseases 0.000 description 18
- 230000006870 function Effects 0.000 description 15
- 208000024891 symptom Diseases 0.000 description 12
- 206010061592 cardiac fibrillation Diseases 0.000 description 11
- 230000002600 fibrillogenic effect Effects 0.000 description 11
- 238000013194 cardioversion Methods 0.000 description 10
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 10
- 206010003119 arrhythmia Diseases 0.000 description 9
- 230000006793 arrhythmia Effects 0.000 description 9
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 9
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 9
- 206010047302 ventricular tachycardia Diseases 0.000 description 9
- 241001385887 Tachys Species 0.000 description 8
- 208000019622 heart disease Diseases 0.000 description 8
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 7
- 238000011282 treatment Methods 0.000 description 7
- 208000020446 Cardiac disease Diseases 0.000 description 6
- 208000003734 Supraventricular Tachycardia Diseases 0.000 description 6
- 208000001871 Tachycardia Diseases 0.000 description 6
- 230000003750 conditioning effect Effects 0.000 description 6
- 230000006794 tachycardia Effects 0.000 description 6
- 230000009471 action Effects 0.000 description 5
- 238000011161 development Methods 0.000 description 5
- 230000018109 developmental process Effects 0.000 description 5
- 239000002243 precursor Substances 0.000 description 5
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 5
- 230000035939 shock Effects 0.000 description 5
- 208000010496 Heart Arrest Diseases 0.000 description 4
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 4
- 230000007774 longterm Effects 0.000 description 4
- 235000014676 Phragmites communis Nutrition 0.000 description 3
- 208000006218 bradycardia Diseases 0.000 description 3
- 230000036471 bradycardia Effects 0.000 description 3
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 3
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 3
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 3
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 3
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 3
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 3
- 210000002837 heart atrium Anatomy 0.000 description 3
- 230000008569 process Effects 0.000 description 3
- 230000002269 spontaneous effect Effects 0.000 description 3
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 2
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 2
- 238000013461 design Methods 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 210000005003 heart tissue Anatomy 0.000 description 2
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 2
- 230000008439 repair process Effects 0.000 description 2
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 2
- 238000002560 therapeutic procedure Methods 0.000 description 2
- 206010047284 Ventricular asystole Diseases 0.000 description 1
- 230000005856 abnormality Effects 0.000 description 1
- 230000003213 activating effect Effects 0.000 description 1
- 230000002411 adverse Effects 0.000 description 1
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 1
- 230000003466 anti-cipated effect Effects 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 1
- 230000007547 defect Effects 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 208000035475 disorder Diseases 0.000 description 1
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 1
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 230000001939 inductive effect Effects 0.000 description 1
- 230000002452 interceptive effect Effects 0.000 description 1
- 238000002483 medication Methods 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 1
- 238000000718 qrs complex Methods 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 230000003252 repetitive effect Effects 0.000 description 1
- 230000033764 rhythmic process Effects 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
- 238000011277 treatment modality Methods 0.000 description 1
- 238000011269 treatment regimen Methods 0.000 description 1
- 230000001960 triggered effect Effects 0.000 description 1
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
- A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
- A61N1/37211—Means for communicating with stimulators
- A61N1/37217—Means for communicating with stimulators characterised by the communication link, e.g. acoustic or tactile
-
- 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
- A61N1/3622—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate comprising two or more electrodes co-operating with different heart regions
-
- 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
- A61N1/3925—Monitoring; Protecting
-
- 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
-
- 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
- A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
- A61N1/37211—Means for communicating with stimulators
- A61N1/37252—Details of algorithms or data aspects of communication system, e.g. handshaking, transmitting specific data or segmenting data
- A61N1/37258—Alerting the patient
Description
請求の範囲
１ 心臓を連続的に監視して、歩調どりを必要と
する第１の心臓の症状、カルジオバージヨンを必
要とする第２の心臓の症状および除細動を必要と
する第３の心臓の症状のうちのどれが発生したか
を判断し、その判断された心臓の症状を自動的に
処置するための植え込み式の心臓刺激装置におい
て、歩調どり作動モード、カルジオバージヨン作
動モードおよび除細動作動モードにて動作するよ
うにプログラムされており、前記第１の心臓の症
状、第２の心臓の症状および第３の心臓の症状の
うちのどれが発生したかを判断するための判断手
段と、該判断手段に応答してその判断された心臓
の症状を処置するために前記歩調どり作動モー
ド、カルジオバージヨン作動モードおよび除細動
作動モードのうちの適当な作動モードを選択する
ための選択手段と、その選択された作動モードに
よつて定められた一連の処置手順を実行させて前
記判断された心臓の症状を自動的に処置するため
の実行手段とを備えたことを特徴とする心臓刺激
装置。
する第１の心臓の症状、カルジオバージヨンを必
要とする第２の心臓の症状および除細動を必要と
する第３の心臓の症状のうちのどれが発生したか
を判断し、その判断された心臓の症状を自動的に
処置するための植え込み式の心臓刺激装置におい
て、歩調どり作動モード、カルジオバージヨン作
動モードおよび除細動作動モードにて動作するよ
うにプログラムされており、前記第１の心臓の症
状、第２の心臓の症状および第３の心臓の症状の
うちのどれが発生したかを判断するための判断手
段と、該判断手段に応答してその判断された心臓
の症状を処置するために前記歩調どり作動モー
ド、カルジオバージヨン作動モードおよび除細動
作動モードのうちの適当な作動モードを選択する
ための選択手段と、その選択された作動モードに
よつて定められた一連の処置手順を実行させて前
記判断された心臓の症状を自動的に処置するため
の実行手段とを備えたことを特徴とする心臓刺激
装置。
技術分野
本発明は、認知できる心臓障害即ち不整脈に応
じて種々の治療ルーチンを実行するように種々の
作動モードで働くことのできる植え込み式の心臓
刺激装置に係る。
じて種々の治療ルーチンを実行するように種々の
作動モードで働くことのできる植え込み式の心臓
刺激装置に係る。
背景技術
最近では、種々の心臓障害即ち不整脈に対して
効果的に医療処置を施すことのできる技術の開発
が相当に進んできている。予想される障害即ち不
整脈はこれまでは一般に薬物療法や、ペーサ、除
細動器、カルジオバータ等のような装置によつて
処置されている。
効果的に医療処置を施すことのできる技術の開発
が相当に進んできている。予想される障害即ち不
整脈はこれまでは一般に薬物療法や、ペーサ、除
細動器、カルジオバータ等のような装置によつて
処置されている。
最近では、Mirowski氏等の米国再発行特許第
Re.27652号及びRe.27757号に開示されたような
スタンバイ式の電子除細動器が開発されている。
Re.27652号及びRe.27757号に開示されたような
スタンバイ式の電子除細動器が開発されている。
又、最近では、心臓障害即ち不整脈にかゝつて
いる患者の体内に植え込むような小型の除細動
器、カルジオバータ及びペーサの開発に向けて努
力が払われている。このような植え込み式の装置
の一例がMirowski氏等の米国特許第3952750号
（指令式心房除細動器について述べた）に開示さ
れている。植え込み式の自動除細動器の使い方に
ついてはHeilman氏等の米国特許第4030509号を
参照されたい。更に、Langer氏の米国特許第
4164946号には、永久植え込み式カルジオバータ
の欠陥検出回路が開示されている。
いる患者の体内に植え込むような小型の除細動
器、カルジオバータ及びペーサの開発に向けて努
力が払われている。このような植え込み式の装置
の一例がMirowski氏等の米国特許第3952750号
（指令式心房除細動器について述べた）に開示さ
れている。植え込み式の自動除細動器の使い方に
ついてはHeilman氏等の米国特許第4030509号を
参照されたい。更に、Langer氏の米国特許第
4164946号には、永久植え込み式カルジオバータ
の欠陥検出回路が開示されている。
最近の技術開発にも拘わらず、この医療技術分
野にはまだ相当の進歩の余地が残されている。例
えば、認知できる心臓障害即ち不整脈に応じて医
療処置をとる種々の技術のうちのいずれか１つを
選択的に実行できる単１の植え込み式心臓刺激装
置、換言すれば、心臓障害即ち不整脈の発生の検
出に応答して選択的に自動的にそれに対応する除
細動機能、カルジオバーテイング機能又は歩調ど
り機能を実行することのできる単１の植え込み式
心臓刺激装置の開発が強く要望されている。
野にはまだ相当の進歩の余地が残されている。例
えば、認知できる心臓障害即ち不整脈に応じて医
療処置をとる種々の技術のうちのいずれか１つを
選択的に実行できる単１の植え込み式心臓刺激装
置、換言すれば、心臓障害即ち不整脈の発生の検
出に応答して選択的に自動的にそれに対応する除
細動機能、カルジオバーテイング機能又は歩調ど
り機能を実行することのできる単１の植え込み式
心臓刺激装置の開発が強く要望されている。
更に、このような装置の非常に有利な特徴は、
規定のパラメータに基いて種々の作動を実行する
ようにこの装置を体外からプログラムできること
である。この点については、背景技術も含めて更
に説明することが適当であろう。
規定のパラメータに基いて種々の作動を実行する
ようにこの装置を体外からプログラムできること
である。この点については、背景技術も含めて更
に説明することが適当であろう。
人間の心臓は、体内に充分な血液流を首尾よく
送るために、整合した電気的活動を必要とするこ
とが知られている。この整合した活動は人体に含
まれた特殊な伝導系によつて作り出される。この
伝導系の説明については、The CIBA Collection
of Medical Illustrations、Heart、by Frank
Netter、M.D.49―49頁、1974年（ISBN Ｏ―
914168―07―Ｘ、Library of Congress Catalog
No.53―2151）を参照されたい。人間の伝導系に
障害が起こると、色々な疾患が生じ、死に至るこ
とがある（Netter OP.Cit.66―68頁参照）。
送るために、整合した電気的活動を必要とするこ
とが知られている。この整合した活動は人体に含
まれた特殊な伝導系によつて作り出される。この
伝導系の説明については、The CIBA Collection
of Medical Illustrations、Heart、by Frank
Netter、M.D.49―49頁、1974年（ISBN Ｏ―
914168―07―Ｘ、Library of Congress Catalog
No.53―2151）を参照されたい。人間の伝導系に
障害が起こると、色々な疾患が生じ、死に至るこ
とがある（Netter OP.Cit.66―68頁参照）。
最近、植え込み式の自動除細動器が開発されて
いる。この除細動器は細動している心室に大きな
電気パルスを自動的に与えて致命的な障害を取り
去り、心室細動の場合に生命を救うことができ
る。更に、色々な心臓異常を処置する電気刺激療
法としてはその他にも多数の形式が知られてい
る。
いる。この除細動器は細動している心室に大きな
電気パルスを自動的に与えて致命的な障害を取り
去り、心室細動の場合に生命を救うことができ
る。更に、色々な心臓異常を処置する電気刺激療
法としてはその他にも多数の形式が知られてい
る。
例えば、不全収縮（心室への電気刺激がない）
は、歩調どり電気パルスで心室を周期的に刺激す
るようなペーサを植え込むことによつて処置でき
ることが分つている。。更に、色々な歩調どりモ
ードを含む複雑な歩調どり技術も開発されてい
る。
は、歩調どり電気パルスで心室を周期的に刺激す
るようなペーサを植え込むことによつて処置でき
ることが分つている。。更に、色々な歩調どりモ
ードを含む複雑な歩調どり技術も開発されてい
る。
大部分の自動装置は心房にパルスを与えるもの
であるが、医師は歩調どりによつて心室を自動的
に処置することをきらう。というのは、例えば細
動を誘発するような危険を伴なうからである。従
つて、心室の処置によつて誘発されることのある
不整脈もしくは細動を歩調どりモード及び必要な
らば補助的な除細動によつて処置することのでき
る装置を開発することが所望される。
であるが、医師は歩調どりによつて心室を自動的
に処置することをきらう。というのは、例えば細
動を誘発するような危険を伴なうからである。従
つて、心室の処置によつて誘発されることのある
不整脈もしくは細動を歩調どりモード及び必要な
らば補助的な除細動によつて処置することのでき
る装置を開発することが所望される。
電気刺激処置の方式は、使用されるエネルギレ
ベルに基いて主として次のように分類される。
ベルに基いて主として次のように分類される。
パルス型式 エネルギレンジ
歩調どり 100マイクロジユール以下
カルジオバーテイング又は除細動（体内）
１〜100ジユール 簡単に述べると、歩調どりパルスは非常に少量
の心臓組織（約１〜10mm３）を刺激し、次いでこ
れらのパルスはその周囲へと伝導され分散され
る。一方、除細動パルスは、心室細動に伴なつて
繰り返しの自己刺激機能が崩壊した危険な刺激パ
ターンを矯正するように全ての心臓組識即ちその
実質的なかたまりを同時に刺激するに充分な強さ
のものである。
１〜100ジユール 簡単に述べると、歩調どりパルスは非常に少量
の心臓組織（約１〜10mm３）を刺激し、次いでこ
れらのパルスはその周囲へと伝導され分散され
る。一方、除細動パルスは、心室細動に伴なつて
繰り返しの自己刺激機能が崩壊した危険な刺激パ
ターンを矯正するように全ての心臓組識即ちその
実質的なかたまりを同時に刺激するに充分な強さ
のものである。
最近になつて、前記の米国特許第4030509号に
開示されたように、歩調どり兼除細動用の電極装
置が開発された。この装置は心房又は心室のいず
れかに除細動エネルギを与えると共に歩調どりパ
ルスを与えることもできる。この歩調どり兼除細
動電極により、非常に多数の電気刺激を任意選択
的に与えることができる。
開示されたように、歩調どり兼除細動用の電極装
置が開発された。この装置は心房又は心室のいず
れかに除細動エネルギを与えると共に歩調どりパ
ルスを与えることもできる。この歩調どり兼除細
動電極により、非常に多数の電気刺激を任意選択
的に与えることができる。
Ｒ波が存在しないというような幾つかの徴候
は、不全収縮即ち致命的心室細動の指示となり得
るので、このような歩調どり兼除細動機能は植え
込み式の装置において非常に有効である。それ
故、先ずこのような徴候が生じた場合に歩調どり
を試みることができ、次いでこのような徴候が続
く場合には除細動を試みることができるようなペ
ーサ兼除細動器が要望される。
は、不全収縮即ち致命的心室細動の指示となり得
るので、このような歩調どり兼除細動機能は植え
込み式の装置において非常に有効である。それ
故、先ずこのような徴候が生じた場合に歩調どり
を試みることができ、次いでこのような徴候が続
く場合には除細動を試みることができるようなペ
ーサ兼除細動器が要望される。
更に別の米国特許第4223678号は、植え込み式
の自動除細動器と共に植え込まれるデータ記録装
置の開発に向けられたものである。この装置の目
的は、心室細動中及びその前後の約100秒の心電
図を記録することである。この記録された情報を
後で取り出して、自動除細動中の装置の作動を含
む心室細動の完全な永久記録が形成される。この
記録機能の使用は、更に別の電気刺激治療モード
のための重要なデータを獲得すると共にその後の
電気刺激を更に有効なものにし得るような情報を
得るところまで拡張される。
の自動除細動器と共に植え込まれるデータ記録装
置の開発に向けられたものである。この装置の目
的は、心室細動中及びその前後の約100秒の心電
図を記録することである。この記録された情報を
後で取り出して、自動除細動中の装置の作動を含
む心室細動の完全な永久記録が形成される。この
記録機能の使用は、更に別の電気刺激治療モード
のための重要なデータを獲得すると共にその後の
電気刺激を更に有効なものにし得るような情報を
得るところまで拡張される。
ペーサは次第にプログラム式のものとなつて来
ており、植え込まれたペーサと電磁通信する体外
装置によつてパルス繰返し数やパルス振巾やＲ波
感度のようなパラメータを調整することができ
る。植え込み式のペーサ／除細動器内にマイクロ
プロセツサを組み込んで、このマイクロプロセツ
サのソフトウエアプログラム（ひいてはその作
動）を変えるための新たなプログラムのようなデ
ータを入力するように通信リンクを確立できるこ
とが強く要望される。更に、マイクロプロセツサ
があると、色々な心臓電気刺激療法を施して心臓
障害の診断や処置を行なう際に広範な論理及び分
析法を用いることができる。
ており、植え込まれたペーサと電磁通信する体外
装置によつてパルス繰返し数やパルス振巾やＲ波
感度のようなパラメータを調整することができ
る。植え込み式のペーサ／除細動器内にマイクロ
プロセツサを組み込んで、このマイクロプロセツ
サのソフトウエアプログラム（ひいてはその作
動）を変えるための新たなプログラムのようなデ
ータを入力するように通信リンクを確立できるこ
とが強く要望される。更に、マイクロプロセツサ
があると、色々な心臓電気刺激療法を施して心臓
障害の診断や処置を行なう際に広範な論理及び分
析法を用いることができる。
現在入手できる種々のマイクロプロセツサは消
費電力も速度も異なり、或るマイクロプロセツサ
（低電力及び低速度の）は長期間の作動に適して
おりそして他のマイクロプロセツサ（大電力及び
高速度の）は短期間の精巧な作動に適しているこ
とを理解されたい。従つて、両方のプロセツサ機
能を植え込み式の心臓刺激装置にもたせることが
強く要望される。或る作動は一方のプロセツサで
実行するのが適当であり他の作動は他方のマイク
ロプロセツサで実行するのが適当であるから、
種々の心臓電気刺激技術（前記の）を実施する多
数の作動モードを有した植え込み式の心臓刺激装
置を作るという更に別の設計規準から考えると、
刺激装置に２つのプロセツサ機能をもたせること
は特に効果的である。
費電力も速度も異なり、或るマイクロプロセツサ
（低電力及び低速度の）は長期間の作動に適して
おりそして他のマイクロプロセツサ（大電力及び
高速度の）は短期間の精巧な作動に適しているこ
とを理解されたい。従つて、両方のプロセツサ機
能を植え込み式の心臓刺激装置にもたせることが
強く要望される。或る作動は一方のプロセツサで
実行するのが適当であり他の作動は他方のマイク
ロプロセツサで実行するのが適当であるから、
種々の心臓電気刺激技術（前記の）を実施する多
数の作動モードを有した植え込み式の心臓刺激装
置を作るという更に別の設計規準から考えると、
刺激装置に２つのプロセツサ機能をもたせること
は特に効果的である。
更に、作動中には、所与のプロセツサがその通
常の作動速度より速い速度で作動するのが好まし
い時がある。従つて、マイクロプロセツサをベー
スとした植え込み式の心臓刺激装置に“ギヤシフ
ト”機能を内蔵させてマイクロプロセツサを一時
的に高い作動速度で作動させることが強く要望さ
れる。
常の作動速度より速い速度で作動するのが好まし
い時がある。従つて、マイクロプロセツサをベー
スとした植え込み式の心臓刺激装置に“ギヤシフ
ト”機能を内蔵させてマイクロプロセツサを一時
的に高い作動速度で作動させることが強く要望さ
れる。
発明の開示
本発明によれば、植え込み式の心臓刺激装置及
びこれに関連した方法が提供され、特に、種々の
心臓障害即ち不整脈の検出に応答して心臓電気刺
激技術（除細動、カルジオバージヨン、歩調ど
り、等）を実行する一体化装置を構成する非常に
融通性のある効率のよい然も体外からプログラム
できる心臓刺激装置が提供される。このような植
え込み式の心臓刺激装置はプロセツサによつて制
御されるもので、２つのプロセツサによつて制御
されるのが好ましく、２つのプロセツサの各々は
特定形式の作動（長期間作動と短期間作動、簡単
な作動と複雑な作動）を制御するように特に選択
される。
びこれに関連した方法が提供され、特に、種々の
心臓障害即ち不整脈の検出に応答して心臓電気刺
激技術（除細動、カルジオバージヨン、歩調ど
り、等）を実行する一体化装置を構成する非常に
融通性のある効率のよい然も体外からプログラム
できる心臓刺激装置が提供される。このような植
え込み式の心臓刺激装置はプロセツサによつて制
御されるもので、２つのプロセツサによつて制御
されるのが好ましく、２つのプロセツサの各々は
特定形式の作動（長期間作動と短期間作動、簡単
な作動と複雑な作動）を制御するように特に選択
される。
特に、本発明は、互いに他を侵害することのな
い多数の作動モードを実行できるような植え込み
式の心臓刺激装置及びこれに関連した方法に係
る。更に、以下で述べるように、各モードの種々
のパラメータは体外からプログラムすることがで
きる。簡単で、低速で、然も消費電力の低いプロ
セツサによつて実行さるべき長期間作動モード
は、基本的に、(1)一定速度での心室の歩調どり、
(2)一定速度での心房の歩調どり、(3)要求に応じた
心室の歩調どり、(4)２種の歩調どり、及び(5)自動
除細動より成る。各モードについて簡単に説明す
る。
い多数の作動モードを実行できるような植え込み
式の心臓刺激装置及びこれに関連した方法に係
る。更に、以下で述べるように、各モードの種々
のパラメータは体外からプログラムすることがで
きる。簡単で、低速で、然も消費電力の低いプロ
セツサによつて実行さるべき長期間作動モード
は、基本的に、(1)一定速度での心室の歩調どり、
(2)一定速度での心房の歩調どり、(3)要求に応じた
心室の歩調どり、(4)２種の歩調どり、及び(5)自動
除細動より成る。各モードについて簡単に説明す
る。
一定速度の心室歩調どりモードにおいては、パ
ラメータを色々な値にプログラムすることができ
る。この歩調どりパラメータには、パルス繰返し
数、その限界、パルス振巾（ミリアンペア）、及
びパルス巾（ミリ秒）が含まれる。本発明の好ま
しい実施例では、付添の医師がオーバードライブ
の目的でパルス繰返し数を２倍にすることのでき
る（適当な最大パルス数／分、例えば200パル
ス／分まで）オーバーライド機能が設けられてい
る。このオーバーライドモードを実行することに
より、２ないし３秒間、高いパルス繰返し数のパ
ルスバーストが発生される。このパルスバースト
の後、オーバーライドモードは自動的に終了し、
歩調どりパラメータは元の値に戻る。
ラメータを色々な値にプログラムすることができ
る。この歩調どりパラメータには、パルス繰返し
数、その限界、パルス振巾（ミリアンペア）、及
びパルス巾（ミリ秒）が含まれる。本発明の好ま
しい実施例では、付添の医師がオーバードライブ
の目的でパルス繰返し数を２倍にすることのでき
る（適当な最大パルス数／分、例えば200パル
ス／分まで）オーバーライド機能が設けられてい
る。このオーバーライドモードを実行することに
より、２ないし３秒間、高いパルス繰返し数のパ
ルスバーストが発生される。このパルスバースト
の後、オーバーライドモードは自動的に終了し、
歩調どりパラメータは元の値に戻る。
一定速度の心房歩調どりモードにおいても、パ
ラメータを色々な値にプログラムすることがで
き、このパラメータには、パルス繰返し数、その
限界、パルス振巾及びパルス巾が含まれる。更
に、付添の医師が迅速な心房歩調どりバーストを
発生できるようなオーバーライド機能も設けられ
ている。このモードにおいては、パルス繰返し数
を代表的なパルス繰返し数（50、55、………
115、120パルス／分）の10倍に増加できる。この
ようなバーストは２ないし３秒続き、その後歩調
どりパラメータは元の値に戻る。
ラメータを色々な値にプログラムすることがで
き、このパラメータには、パルス繰返し数、その
限界、パルス振巾及びパルス巾が含まれる。更
に、付添の医師が迅速な心房歩調どりバーストを
発生できるようなオーバーライド機能も設けられ
ている。このモードにおいては、パルス繰返し数
を代表的なパルス繰返し数（50、55、………
115、120パルス／分）の10倍に増加できる。この
ようなバーストは２ないし３秒続き、その後歩調
どりパラメータは元の値に戻る。
要求に応じた心室歩調どりモードにおいても、
パラメータを色々な値にプログラムできるが、こ
れらのパラメータにはパルス繰返し数、その限
界、パルス振巾、パルス巾、感度及び無反応時間
が含まれる。
パラメータを色々な値にプログラムできるが、こ
れらのパラメータにはパルス繰返し数、その限
界、パルス振巾、パルス巾、感度及び無反応時間
が含まれる。
２種の歩調どりモードにおいてもパラメータを
色々な値にプログラムできるが、このパラメータ
にはパルス繰返し数、その限界、パルス振巾、パ
ルス巾、感度、無反応時間、及びAV（房室）遅
延が含まれる。
色々な値にプログラムできるが、このパラメータ
にはパルス繰返し数、その限界、パルス振巾、パ
ルス巾、感度、無反応時間、及びAV（房室）遅
延が含まれる。
更に、自動除細動作動は、パルスエネルギ（ジ
ユール）、シーケンス当たりのパルス数、及び各
パルスのエネルギを含む一般のパラメータに基い
て行なうことができる。例えば、米国特許第
3952750号及び第4030509号を参照されたい。
ユール）、シーケンス当たりのパルス数、及び各
パルスのエネルギを含む一般のパラメータに基い
て行なうことができる。例えば、米国特許第
3952750号及び第4030509号を参照されたい。
複雑な高速プロセツサによつて実行されるべき
短期間の作動モードは、カルジオバージヨン、患
者への自動警報、及び自動心室頻拍制御作動（心
室オーバーライド歩調どり、迅速な心房歩調ど
り、心室結合歩調どり及び自動除細動を含む）を
含んでいる。更に、この複雑で高速のプロセツサ
は、好ましい実施例では、４機能記録を実行する
ことができ、このような記録はその性質上長時間
にわたるものであるが、直接メモリアクセス
（DMA）モードで作動することによりこの高速プ
ロセツサで行なうことができる。各々の作動につ
いて以下に簡単に述べる。
短期間の作動モードは、カルジオバージヨン、患
者への自動警報、及び自動心室頻拍制御作動（心
室オーバーライド歩調どり、迅速な心房歩調ど
り、心室結合歩調どり及び自動除細動を含む）を
含んでいる。更に、この複雑で高速のプロセツサ
は、好ましい実施例では、４機能記録を実行する
ことができ、このような記録はその性質上長時間
にわたるものであるが、直接メモリアクセス
（DMA）モードで作動することによりこの高速プ
ロセツサで行なうことができる。各々の作動につ
いて以下に簡単に述べる。
好ましい実施例では、除細動モードは、外部か
らの指令信号（植え込まれたリードスイツチ付近
の皮膚表面への磁石配置の検出や、データチヤン
ネルを介してのワードの伝送等）を受信するだけ
で実行される。除細動モードの際に発生される出
力は、指令信号受信後の次のＲ波と同期される。
パルスは１つの指令当たり１つだけ発生されそし
てパルスエネルギは幾つかの所定の値（例えば、
２、５、10、15、20、25、30又は35ジユール）の
中から互いに他を侵害しないように選択されるの
が好ましい。
らの指令信号（植え込まれたリードスイツチ付近
の皮膚表面への磁石配置の検出や、データチヤン
ネルを介してのワードの伝送等）を受信するだけ
で実行される。除細動モードの際に発生される出
力は、指令信号受信後の次のＲ波と同期される。
パルスは１つの指令当たり１つだけ発生されそし
てパルスエネルギは幾つかの所定の値（例えば、
２、５、10、15、20、25、30又は35ジユール）の
中から互いに他を侵害しないように選択されるの
が好ましい。
自動心室頻拍制御作動モードは、本発明の装置
によつて行なわれる全ての作動モードの中で最も
複雑である。この作動モードはプログラム制御の
下で実行することができ、植え込み式の心臓刺激
装置は医師によつて予めプログラムされそして作
動可能にされる。然し乍ら、それまでの処置結果
に応じて植え込み式の心臓刺激装置をプログラム
し直し、次いでこのプログラムし直された手順に
基いて患者を更に処置するように心臓刺激装置を
作動できるような機能も設けられている。このモ
ードにおいては、付添の医師が次のようなサブモ
ードの組合せ及び／又はシーケンスを互いに他を
侵害することなく選択（プログラム）できる。心
室オーバードライブ歩調どり、心室結合歩調ど
り、自動除細動及び迅速な心房歩調どり。最初の
応答が心室頻拍の制御に有効でない場合には次の
応答を発するようにしてこれらのサブモードのい
ずれか或いはその全部を選択することができる。
即ち、種々のモードに関連したリストを最初に作
り、次いで医師は処置に対する患者の反応に基い
てこのリストを修正することができる。これらの
サブモードの各作動について以下に詳細に述べ
る。
によつて行なわれる全ての作動モードの中で最も
複雑である。この作動モードはプログラム制御の
下で実行することができ、植え込み式の心臓刺激
装置は医師によつて予めプログラムされそして作
動可能にされる。然し乍ら、それまでの処置結果
に応じて植え込み式の心臓刺激装置をプログラム
し直し、次いでこのプログラムし直された手順に
基いて患者を更に処置するように心臓刺激装置を
作動できるような機能も設けられている。このモ
ードにおいては、付添の医師が次のようなサブモ
ードの組合せ及び／又はシーケンスを互いに他を
侵害することなく選択（プログラム）できる。心
室オーバードライブ歩調どり、心室結合歩調ど
り、自動除細動及び迅速な心房歩調どり。最初の
応答が心室頻拍の制御に有効でない場合には次の
応答を発するようにしてこれらのサブモードのい
ずれか或いはその全部を選択することができる。
即ち、種々のモードに関連したリストを最初に作
り、次いで医師は処置に対する患者の反応に基い
てこのリストを修正することができる。これらの
サブモードの各作動について以下に詳細に述べ
る。
心室頻拍が検出された時には、心室オーバード
ライブ歩調どりの２ないし３秒バーストが発生さ
れる。オーバードライブ歩調どりの速度は、感知
された心室頻拍の速度よりも10、15、20又は25％
高くなるように予めプログラムされる。次の応答
モードに自動的に進む前にバーストの個数が１、
２、３又は４に予めプログラムされる。バースト
とバーストとの間には典型的に５秒の遅れがあ
る。
ライブ歩調どりの２ないし３秒バーストが発生さ
れる。オーバードライブ歩調どりの速度は、感知
された心室頻拍の速度よりも10、15、20又は25％
高くなるように予めプログラムされる。次の応答
モードに自動的に進む前にバーストの個数が１、
２、３又は４に予めプログラムされる。バースト
とバーストとの間には典型的に５秒の遅れがあ
る。
心室結合歩調どりサブモードにおいては、所与
のパルス繰返し数より上のＭ個の心室パルスによ
り、第Ｎ番目の心室パルス後の所与の時期（Ｒ―
Ｒ間隔のパーセンテージで表わされた）に心室歩
調どりパルスが発生される。更に、頻拍が続く場
合には、探索モードに入り、各々の第Ｎ番目のパ
ルスの後に、結合間隔が所与の時間巾だけ短くな
り、やがて最後の結合間隔に達する。次の応答モ
ードに進むまでこの手順を何回も（好ましくは４
回まで）繰り返すことができる。このサブモード
作動に対する種種のパラメータには、プレカーソ
ルパルスの個数、頻拍速度（パルス／分）、初期
結合間隔（Ｒ―Ｒ間隔のパーセンテージ）、結合
減少率（パーセンテージ）、最終結合間隔（パー
センテージ）、及び応答サイクル数が含まれる。
のパルス繰返し数より上のＭ個の心室パルスによ
り、第Ｎ番目の心室パルス後の所与の時期（Ｒ―
Ｒ間隔のパーセンテージで表わされた）に心室歩
調どりパルスが発生される。更に、頻拍が続く場
合には、探索モードに入り、各々の第Ｎ番目のパ
ルスの後に、結合間隔が所与の時間巾だけ短くな
り、やがて最後の結合間隔に達する。次の応答モ
ードに進むまでこの手順を何回も（好ましくは４
回まで）繰り返すことができる。このサブモード
作動に対する種種のパラメータには、プレカーソ
ルパルスの個数、頻拍速度（パルス／分）、初期
結合間隔（Ｒ―Ｒ間隔のパーセンテージ）、結合
減少率（パーセンテージ）、最終結合間隔（パー
センテージ）、及び応答サイクル数が含まれる。
自動除細動の作動サブモードにおいては、心室
頻拍が検出された時に、Ｒ波に同期した出力パル
スが発生される。このような４個までのパルス
が、予めプログラムされたエネルギの組合せでも
つて（例えば、２、５、10又は15ジユール）発生
され、次いで次の応答モードへと進む。各々の除
細動パルス間には典型的に５秒の遅延がある。
頻拍が検出された時に、Ｒ波に同期した出力パル
スが発生される。このような４個までのパルス
が、予めプログラムされたエネルギの組合せでも
つて（例えば、２、５、10又は15ジユール）発生
され、次いで次の応答モードへと進む。各々の除
細動パルス間には典型的に５秒の遅延がある。
更に、迅速心房歩調どりの作動サブモードにお
いては、迅速心房歩調どりの２ないし３秒バース
トが予めプログラムされた繰返し数で発生され
る。次の応答モードへ進むまでのバーストの個数
は１、２、３又は４に予めプログラムされる。各
バースト間には典型的に５秒の遅延がある。
いては、迅速心房歩調どりの２ないし３秒バース
トが予めプログラムされた繰返し数で発生され
る。次の応答モードへ進むまでのバーストの個数
は１、２、３又は４に予めプログラムされる。各
バースト間には典型的に５秒の遅延がある。
前記したように、４機能記録モードは、その性
質が長期間作動であるが、DMAモードで作動す
る短期間プロセツサによつて実行されるような作
動モードを構成する。種々の事象に対して記録さ
るべき典型的な情報には、事象（細動事象又は細
動がない場合は除細動パルス）の日時、10秒のプ
レカーソルECG、キヤパシタ充電時間（例えば
各除細動パルスに対する）、90秒のパルス後（除
細動パルス後）ECG、及び付添の医師によつて
必要とされるその他の種々のデータが含まれ、こ
の機能は植え込まれた心臓刺激装置を体外から予
めプログラムするだけで容易に得ることができ
る。
質が長期間作動であるが、DMAモードで作動す
る短期間プロセツサによつて実行されるような作
動モードを構成する。種々の事象に対して記録さ
るべき典型的な情報には、事象（細動事象又は細
動がない場合は除細動パルス）の日時、10秒のプ
レカーソルECG、キヤパシタ充電時間（例えば
各除細動パルスに対する）、90秒のパルス後（除
細動パルス後）ECG、及び付添の医師によつて
必要とされるその他の種々のデータが含まれ、こ
の機能は植え込まれた心臓刺激装置を体外から予
めプログラムするだけで容易に得ることができ
る。
患者への警報モードは、２つのプロセツサの中
の複雑なプロセツサによつて行なわれる更に別の
短期間作動モードである。患者への警報パルスバ
ーストは心室細動が検出された際に発生される。
この信号のパラメータは患者に対して最適な検出
を行なうようにプログラムすることができ、この
ようなパラメータには、バーストの時間巾（多少
短いのが好ましい）、バーストの振巾、パルス
巾、及びパルス繰返し数が含まれる。又、装置の
故障が検出されたり、ペーサの感受性即ち感度が
なくなつたり、バツテリ電圧が下つたり、その他
の同様の状態が生じたことによつて作用される修
理要求パルスバーストを含ませるように植え込み
式心臓刺激装置をプログラムすることも所望され
る。修理要求信号は警報信号と区別されねばなら
ず、例えばこの修理要求信号は、２、３秒の時間
巾の短時間バーストを10秒以内に２個発生させこ
れを１時間ごとに１回繰り返すことによつて構成
され、その振巾、巾及び繰り返し数は前記したよ
うにプログラム可能である。
の複雑なプロセツサによつて行なわれる更に別の
短期間作動モードである。患者への警報パルスバ
ーストは心室細動が検出された際に発生される。
この信号のパラメータは患者に対して最適な検出
を行なうようにプログラムすることができ、この
ようなパラメータには、バーストの時間巾（多少
短いのが好ましい）、バーストの振巾、パルス
巾、及びパルス繰返し数が含まれる。又、装置の
故障が検出されたり、ペーサの感受性即ち感度が
なくなつたり、バツテリ電圧が下つたり、その他
の同様の状態が生じたことによつて作用される修
理要求パルスバーストを含ませるように植え込み
式心臓刺激装置をプログラムすることも所望され
る。修理要求信号は警報信号と区別されねばなら
ず、例えばこの修理要求信号は、２、３秒の時間
巾の短時間バーストを10秒以内に２個発生させこ
れを１時間ごとに１回繰り返すことによつて構成
され、その振巾、巾及び繰り返し数は前記したよ
うにプログラム可能である。
従つて、本発明の植え込み式の心臓刺激装置は
体外からプログラムすることができ、付添の医師
の判断で体外からセツトできる種々のパラメータ
に基いて種々の作動又は一連の作動を実行するこ
とができる。
体外からプログラムすることができ、付添の医師
の判断で体外からセツトできる種々のパラメータ
に基いて種々の作動又は一連の作動を実行するこ
とができる。
一般に、本発明による植え込み式の心臓刺激装
置は、種々の状態入力及びセンサ入力を受ける入
力段と、種々の作動のいずれかを選択的に実行す
る制御器（好ましくはマイクロプロセツサで構成
される）と、この制御器により発生された信号に
応答して、患者への警報器を含む種々の心臓電気
刺激器を作動する出力段と、データ入力を受けて
これを上記制御器へ送ると共に上記制御器から
種々のデータ出力（例えば表示さるべきデータ）
を受けてこれを出力として与えるようなデータ入
出力チヤンネルとを備えている。好ましい実施例
では、上記制御器は、所与の形式の種々の作動の
中のいずれかを選択的に実行する第１制御器と、
別の形式の複数の作動のものいずれかを選択的に
実行する第２制御器と、これら２つの制御器間で
情報及び制御信号を交換するインターフエイスと
を備えている。
置は、種々の状態入力及びセンサ入力を受ける入
力段と、種々の作動のいずれかを選択的に実行す
る制御器（好ましくはマイクロプロセツサで構成
される）と、この制御器により発生された信号に
応答して、患者への警報器を含む種々の心臓電気
刺激器を作動する出力段と、データ入力を受けて
これを上記制御器へ送ると共に上記制御器から
種々のデータ出力（例えば表示さるべきデータ）
を受けてこれを出力として与えるようなデータ入
出力チヤンネルとを備えている。好ましい実施例
では、上記制御器は、所与の形式の種々の作動の
中のいずれかを選択的に実行する第１制御器と、
別の形式の複数の作動のものいずれかを選択的に
実行する第２制御器と、これら２つの制御器間で
情報及び制御信号を交換するインターフエイスと
を備えている。
本発明の植え込み式の心臓刺激装置及び方法
は、患者を苦しめている複数の症状から１つの症
状を判断し、この症状を処置する少なくとも１つ
の処置モードを選択し、そして各処置モードの段
階を実行することを含む。好ましい実施例では、
これらのステツプ即ち機能が本発明の刺激装置に
よつて繰返し連続的に実行される。
は、患者を苦しめている複数の症状から１つの症
状を判断し、この症状を処置する少なくとも１つ
の処置モードを選択し、そして各処置モードの段
階を実行することを含む。好ましい実施例では、
これらのステツプ即ち機能が本発明の刺激装置に
よつて繰返し連続的に実行される。
更に、本発明の植え込み式心臓刺激装置の１実
施例においては、自発的なＲ波の不存在を感知
し、これによつて心臓の歩調どりが行なわれ、次
いで強制Ｒ波（歩調どりがうまくいつた場合に生
じる）の有無を感知するような感知装置が設けら
れていて、この感知装置は強制Ｒ波が存在する場
合は何ら作動しないが、強制Ｒ波が存在しない場
合は除細動を行なう。
施例においては、自発的なＲ波の不存在を感知
し、これによつて心臓の歩調どりが行なわれ、次
いで強制Ｒ波（歩調どりがうまくいつた場合に生
じる）の有無を感知するような感知装置が設けら
れていて、この感知装置は強制Ｒ波が存在する場
合は何ら作動しないが、強制Ｒ波が存在しない場
合は除細動を行なう。
本発明の目的は、植え込み式の心臓刺激装置及
び方法、特に、種々の心臓障害即ち不整脈の発生
の検出に応答して除細動、カルジオバージヨン及
び歩調どりを含む種々の形式の心臓電気刺激を与
えることのできる多モードの植え込み式心臓刺激
装置及び方法を提供することであり、マイクロプ
ロセツサで制御されると共に、実行さるべき種々
の作動又は一連の作動に対して体外からプログラ
ムできるような植え込み式の心臓刺激装置を提供
することであり、マイクロプロセツサで制御され
るだけではなく、所与の形式の作動を実行するよ
うに各々特に選択された複数のプロセツサ（例え
ば、好ましい実施例では２個のプロセツサ）によ
つても制御されるような植え込み式の心臓刺激装
置を提供することであり、通常は所与の速度で作
動するように特に設計されていて、高速度での実
行を必要とする特別な作動を行なう場合には選択
的に高い処理速度にすることのできるような少な
くとも１つのプロセツサによつて制御される植え
込み式の心臓刺激装置を提供することであり、デ
ータ記録装置を一緒に植え込むことのできるよう
な植え込み式の心臓刺激装置を提供することであ
り、そして更に、自発的なＲ波の不存在を感知し
てこれにより心臓の歩調どりを行ない次いで強制
Ｒ波の有無を感知し、この強制Ｒ波が存在すれば
それ以上の作動を行なわないがこの強制Ｒ波が存
在しなければ除細動を行なうような植え込み式の
心臓刺激装置及びその方法を提供することであ
る。
び方法、特に、種々の心臓障害即ち不整脈の発生
の検出に応答して除細動、カルジオバージヨン及
び歩調どりを含む種々の形式の心臓電気刺激を与
えることのできる多モードの植え込み式心臓刺激
装置及び方法を提供することであり、マイクロプ
ロセツサで制御されると共に、実行さるべき種々
の作動又は一連の作動に対して体外からプログラ
ムできるような植え込み式の心臓刺激装置を提供
することであり、マイクロプロセツサで制御され
るだけではなく、所与の形式の作動を実行するよ
うに各々特に選択された複数のプロセツサ（例え
ば、好ましい実施例では２個のプロセツサ）によ
つても制御されるような植え込み式の心臓刺激装
置を提供することであり、通常は所与の速度で作
動するように特に設計されていて、高速度での実
行を必要とする特別な作動を行なう場合には選択
的に高い処理速度にすることのできるような少な
くとも１つのプロセツサによつて制御される植え
込み式の心臓刺激装置を提供することであり、デ
ータ記録装置を一緒に植え込むことのできるよう
な植え込み式の心臓刺激装置を提供することであ
り、そして更に、自発的なＲ波の不存在を感知し
てこれにより心臓の歩調どりを行ない次いで強制
Ｒ波の有無を感知し、この強制Ｒ波が存在すれば
それ以上の作動を行なわないがこの強制Ｒ波が存
在しなければ除細動を行なうような植え込み式の
心臓刺激装置及びその方法を提供することであ
る。
上記及び他の目的並びに本発明の特徴は以下の
説明、請求の範囲及び添付図面から明確に理解さ
れよう。
説明、請求の範囲及び添付図面から明確に理解さ
れよう。
第１図は本発明の植え込み式心臓刺激装置のブ
ロツク図である。
ロツク図である。
第２Ａ図、第２Ｂ図及び第２Ｃ図は第１図の入
力段１２を示す図である。
力段１２を示す図である。
第３Ａ図及び第３Ｂ図は第１図の制御器１４を
示す図である。
示す図である。
第４図は第１図のインターフエイス１６及び制
御器１８のブロツク図である。
御器１８のブロツク図である。
第５図は第１図の出力段２２のブロツク図であ
る 。第６Ａ図及び第６Ｂ図は第１図の制御器１４
によつて行なわれる作動を例示する典型的なプロ
グラムのフローチヤートである。
る 。第６Ａ図及び第６Ｂ図は第１図の制御器１４
によつて行なわれる作動を例示する典型的なプロ
グラムのフローチヤートである。
発明を実施する最良の態様
以下、種々の添付図面を参照して本発明を詳細
に説明するが、第１図は本発明の植え込み式心臓
刺激装置のブロツク図である。
に説明するが、第１図は本発明の植え込み式心臓
刺激装置のブロツク図である。
第１図に示されたように、植え込み式の心臓刺
激装置１０は入力段１２を備え、この入力段１２
は、種々のセンサ入力及び状態入力、即ち、心臓
に接続された電極（図示せず）から得られたイン
ピーダンスセンサ入力、一般のECG検出兼増巾
回路（図示せず）から得られた心電図（ECG）
入力、及び体外からの指令信号（“磁石配置”）を
受け取る。この体外からの指令信号は、皮膚の付
近ひいては皮膚面のすぐ下に配置された（例え
ば）リードスイツチ（図示せず）の付近に磁石を
置くことによつて体外からの指令が受け取られて
いることを植え込み式の心臓刺激装置に知らせ
る。更に、植え込み式の心臓刺激装置１０は、入
力段１２並びにインターフエイス１６及び制御器
（Ｂ）１８から受けた種々の信号及び入力に応答
して、インターフエイス１６及び出力段２２の両
方に種々の制御出力及びデータ出力を発生するよ
うに種々の作動を実行する制御器（Ａ）１４と、
入力段１２、制御器１４及び制御器１８とでもつ
て種々のデータ信号、状態信号及び制御信号をや
り取りするコンジツトをなすインターフエイス１
６と、入力段１２、インターフエイス１６及びデ
ータ入出力チヤンネル２０から受けた種々のデー
タ及び制御入力に応答して、入力段１２、制御器
１４、インターフエイス１６、データ入出力チヤ
ンネル２０及び出力段２２へ制御及びデータ出力
を発生するように種々の作動を実行する第２制御
器（Ｂ）１８と、植え込み式心臓刺激装置１０の
種々の素子（明確なものとしては制御器１４及び
制御器１８）に対しその途中で入力データ及び出
力データをやり取りするコンジツトを形成するデ
ータ入出力チヤンネル２０と、制御器１４及び制
御器１８からの種々の制御信号に応答して、一般
の除細動器、カルジオバータ及びペーサを作動す
るだけでなく患者への警報装置も作動するように
接続された出力段とを備えている。
激装置１０は入力段１２を備え、この入力段１２
は、種々のセンサ入力及び状態入力、即ち、心臓
に接続された電極（図示せず）から得られたイン
ピーダンスセンサ入力、一般のECG検出兼増巾
回路（図示せず）から得られた心電図（ECG）
入力、及び体外からの指令信号（“磁石配置”）を
受け取る。この体外からの指令信号は、皮膚の付
近ひいては皮膚面のすぐ下に配置された（例え
ば）リードスイツチ（図示せず）の付近に磁石を
置くことによつて体外からの指令が受け取られて
いることを植え込み式の心臓刺激装置に知らせ
る。更に、植え込み式の心臓刺激装置１０は、入
力段１２並びにインターフエイス１６及び制御器
（Ｂ）１８から受けた種々の信号及び入力に応答
して、インターフエイス１６及び出力段２２の両
方に種々の制御出力及びデータ出力を発生するよ
うに種々の作動を実行する制御器（Ａ）１４と、
入力段１２、制御器１４及び制御器１８とでもつ
て種々のデータ信号、状態信号及び制御信号をや
り取りするコンジツトをなすインターフエイス１
６と、入力段１２、インターフエイス１６及びデ
ータ入出力チヤンネル２０から受けた種々のデー
タ及び制御入力に応答して、入力段１２、制御器
１４、インターフエイス１６、データ入出力チヤ
ンネル２０及び出力段２２へ制御及びデータ出力
を発生するように種々の作動を実行する第２制御
器（Ｂ）１８と、植え込み式心臓刺激装置１０の
種々の素子（明確なものとしては制御器１４及び
制御器１８）に対しその途中で入力データ及び出
力データをやり取りするコンジツトを形成するデ
ータ入出力チヤンネル２０と、制御器１４及び制
御器１８からの種々の制御信号に応答して、一般
の除細動器、カルジオバータ及びペーサを作動す
るだけでなく患者への警報装置も作動するように
接続された出力段とを備えている。
好ましい実施例では、制御器１４及び１８はそ
れらの設計に基いて或る種の作動を行なうように
特に選択されたものである。制御器１４と１８と
に対して機能の分担をはつきりと分けることを含
む本発明のこの特徴については以下で詳細に説明
する。
れらの設計に基いて或る種の作動を行なうように
特に選択されたものである。制御器１４と１８と
に対して機能の分担をはつきりと分けることを含
む本発明のこの特徴については以下で詳細に説明
する。
第２Ａ図、第２Ｂ図及び第２Ｃ図は第１図の入
力段１２を示す図である。図示されたように、入
力段１２は、増巾器兼信号調整回路３０と、コン
バータ３２と、専用の心臓状態評価回路３４と、
入力セレクタ３６とを備えている。
力段１２を示す図である。図示されたように、入
力段１２は、増巾器兼信号調整回路３０と、コン
バータ３２と、専用の心臓状態評価回路３４と、
入力セレクタ３６とを備えている。
作動中、増巾器兼信号調整回路３０は一般の
ECG検出回路によつて発生されるECG入力を受
け、増巾及び信号調整（フイルタ作用）を行なつ
て、アナログ出力を作り出す。更に、この増巾器
兼信号調整回路３０は制御器１８（第１図）から
制御ワードCONTROL WORD入力も受け、この
制御入力はECG入力を微分するための限界周波
数をセツトすると共に、増巾器の最大利得もセツ
トする（ひいては、ECG入力に対する感度をセ
ツトする）。
ECG検出回路によつて発生されるECG入力を受
け、増巾及び信号調整（フイルタ作用）を行なつ
て、アナログ出力を作り出す。更に、この増巾器
兼信号調整回路３０は制御器１８（第１図）から
制御ワードCONTROL WORD入力も受け、この
制御入力はECG入力を微分するための限界周波
数をセツトすると共に、増巾器の最大利得もセツ
トする（ひいては、ECG入力に対する感度をセ
ツトする）。
増巾器兼信号調整回路３０と、コンバータ３２
とが第２Ｂ図に詳細に示されている。図示された
ように、増巾器兼信号調整回路はフイルタキヤパ
シタ２９８と、増巾器３００及び抵抗３０２で構
成された微分回路とを備えている。コンバータ３
２は絶対値回路３０４と、抵抗３０６及びキヤパ
シタ３０８で構成されたRC回路と、比較器３１
０と、比較器３１２と、比較器３１４とを備えて
いる。
とが第２Ｂ図に詳細に示されている。図示された
ように、増巾器兼信号調整回路はフイルタキヤパ
シタ２９８と、増巾器３００及び抵抗３０２で構
成された微分回路とを備えている。コンバータ３
２は絶対値回路３０４と、抵抗３０６及びキヤパ
シタ３０８で構成されたRC回路と、比較器３１
０と、比較器３１２と、比較器３１４とを備えて
いる。
作動中、入力ECG信号はキヤパシタ２９８に
よつてフイルタされそして増巾器３００及び抵抗
３０２によつて微分される。これにより微分され
たECG信号は絶対値回路３０４へ送られ、微分
されたECG信号の絶対値が作り出される。これ
が第２Ｃ図に波形３１８で示されている。
よつてフイルタされそして増巾器３００及び抵抗
３０２によつて微分される。これにより微分され
たECG信号は絶対値回路３０４へ送られ、微分
されたECG信号の絶対値が作り出される。これ
が第２Ｃ図に波形３１８で示されている。
この波形は比較器３１４へ送られ、この比較器
は基準入力REF Ａも受け、これにより、各Ｒ波
の発生を示す出力Ｒ WAVE（第２Ｃ図の波形
３２０）が発生される。
は基準入力REF Ａも受け、これにより、各Ｒ波
の発生を示す出力Ｒ WAVE（第２Ｃ図の波形
３２０）が発生される。
絶対値回路３０４からの微分されたECG信号
の絶対値は比較器３１２の一方の入力として送ら
れ、該比較器の他方の入力は基準入力REF Ｂで
あり、このREF ＢはREF Ａよりもレベルが低
い。従つて、比較器３１２は波形３１８の程度を
定める更に別の出力WINDOW（第２Ｃ図の波形
３１６）を発生する。
の絶対値は比較器３１２の一方の入力として送ら
れ、該比較器の他方の入力は基準入力REF Ｂで
あり、このREF ＢはREF Ａよりもレベルが低
い。従つて、比較器３１２は波形３１８の程度を
定める更に別の出力WINDOW（第２Ｃ図の波形
３１６）を発生する。
更に、比較器３００からの微分されたECG出
力はRC回路３０６，３０８を経て比較器３１０
の一方の入力にも送られ、その他方の入力には基
準入力REF Ｃが与えられる。この作動により、
比較器３１０はECG信号の各々のピークの発生
を示す出力PEAK REACHEDを発生する。
力はRC回路３０６，３０８を経て比較器３１０
の一方の入力にも送られ、その他方の入力には基
準入力REF Ｃが与えられる。この作動により、
比較器３１０はECG信号の各々のピークの発生
を示す出力PEAK REACHEDを発生する。
再び第２Ａ図をみれば、専用の心臓状態評価回
路３４はデジタル入力Ｒ WAVE及びWINDOW
を受け、制御器（Ａ）１４へ割り込み指令
（INTERRUPT ON STATEと示された）を発生
する。又、専用の心臓状態評価回路３４は、特定
の心臓状態の検出に応答して、その特定状態の発
生を指示する対応出力、即ち、出力FIB（細動を
示す）、出力TACHY（頻拍を示す）及び出力
BRADY（徐脈を示す）も発生する。これらの３
つの出力は入力セレクタ３６に送られる。
路３４はデジタル入力Ｒ WAVE及びWINDOW
を受け、制御器（Ａ）１４へ割り込み指令
（INTERRUPT ON STATEと示された）を発生
する。又、専用の心臓状態評価回路３４は、特定
の心臓状態の検出に応答して、その特定状態の発
生を指示する対応出力、即ち、出力FIB（細動を
示す）、出力TACHY（頻拍を示す）及び出力
BRADY（徐脈を示す）も発生する。これらの３
つの出力は入力セレクタ３６に送られる。
特に、この専用の心臓状態評価回路３４は、
1984年10月９日に発行された米国特許第4475551
号に開示された不整脈検出装置に含まれた心拍数
回路及びLanger氏等の米国特許第4184493号に開
示された細動検出回路に類似した回路を備えてい
る。従つて、この専用の心臓状態評価回路は、既
に開示されたものと同様の回路であつて、Ｒ
WAVE及びWINDOWデータ入力に応答して３つ
の状態（細動、頻拍又は徐脈）のうちのどれが存
在するかを決定するような回路を備えている。更
に、一般の手段（例えば、一般のオアゲート回
路）により、この専用の心臓状態評価回路３４
は、これら３つの状態のいずれかが検出された時
には、出力INTERRUPT ON STATEを制御器
１４へ発生する。
1984年10月９日に発行された米国特許第4475551
号に開示された不整脈検出装置に含まれた心拍数
回路及びLanger氏等の米国特許第4184493号に開
示された細動検出回路に類似した回路を備えてい
る。従つて、この専用の心臓状態評価回路は、既
に開示されたものと同様の回路であつて、Ｒ
WAVE及びWINDOWデータ入力に応答して３つ
の状態（細動、頻拍又は徐脈）のうちのどれが存
在するかを決定するような回路を備えている。更
に、一般の手段（例えば、一般のオアゲート回
路）により、この専用の心臓状態評価回路３４
は、これら３つの状態のいずれかが検出された時
には、出力INTERRUPT ON STATEを制御器
１４へ発生する。
上記の入力に基いて、種々の医学症状の存在、
例えば心室頻拍、心室細動、及び上室頻拍の存在
を決定する一般の論理回路を設けることができる
ことにも注意されたい。このような一般の論理回
路は、上記の専用の心臓状態評価回路３４内に設
けることもできるし、或いは後述するプロセツ
サ／制御器の１つに設けることもできる。然し乍
ら、これに含まれる論理作動についてここで述べ
る。
例えば心室頻拍、心室細動、及び上室頻拍の存在
を決定する一般の論理回路を設けることができる
ことにも注意されたい。このような一般の論理回
路は、上記の専用の心臓状態評価回路３４内に設
けることもできるし、或いは後述するプロセツ
サ／制御器の１つに設けることもできる。然し乍
ら、これに含まれる論理作動についてここで述べ
る。
信号TACHYがない時に信号FIBが発生する
と、これは低心拍数の頻拍状態の発生を指示す
る。一般の医療技術では、この状態にかゝつた患
者には電気シヨツクを与えることが必要とされな
い。然し乍ら、これらの状態の下では、制御器１
８への“ウエイク アツプ”呼び出し信号がイン
ターフエイス１６を経て発せられ、もし精巧な心
臓歩調どりモードがプログラムされていれば、こ
のモードが開始される。
と、これは低心拍数の頻拍状態の発生を指示す
る。一般の医療技術では、この状態にかゝつた患
者には電気シヨツクを与えることが必要とされな
い。然し乍ら、これらの状態の下では、制御器１
８への“ウエイク アツプ”呼び出し信号がイン
ターフエイス１６を経て発せられ、もし精巧な心
臓歩調どりモードがプログラムされていれば、こ
のモードが開始される。
FIB及びTACHYの両信号が発生されると、こ
れは心室細動状態を指示し、この場合も、“ウエ
イク アツプ”信号がインターフエイス１６を経
て制御器１８へ送られる。更に、制御器１４が作
動されて、出力段２２を経て患者に除細動シヨツ
クが与えられる。特に、制御器１４は除細動に必
要なエネルギをパラメータメモリ（後述する）か
ら取り出し、この情報を除細動パルス発生器へ送
り、歩調どり回路を停止させ、そして他の種々の
制御出力を発生して除細動シヨツクを形成しこれ
を患者に与える（試験負荷ではなく）。制御器１
８は、この時間中には、除細動シヨツクの発生に
関するパラメータを記録し、このようなデータは
データ入出力チヤンネル２０を経て制御器１８へ
送られる。
れは心室細動状態を指示し、この場合も、“ウエ
イク アツプ”信号がインターフエイス１６を経
て制御器１８へ送られる。更に、制御器１４が作
動されて、出力段２２を経て患者に除細動シヨツ
クが与えられる。特に、制御器１４は除細動に必
要なエネルギをパラメータメモリ（後述する）か
ら取り出し、この情報を除細動パルス発生器へ送
り、歩調どり回路を停止させ、そして他の種々の
制御出力を発生して除細動シヨツクを形成しこれ
を患者に与える（試験負荷ではなく）。制御器１
８は、この時間中には、除細動シヨツクの発生に
関するパラメータを記録し、このようなデータは
データ入出力チヤンネル２０を経て制御器１８へ
送られる。
患者への除細動シヨツク中には、同期出力がイ
ンターフエイス１６（特に、ここに含まれた出力
ラツチ）から出力段２２（特に、ここに含まれた
パルス発生器）へ与えられ、パルス発生器が同期
されているかどうか（例えばＲ WAVEと同期
されているかどうか）が決定される。従つて心室
除細動中には同期ラインが常に高レベルに保たれ
る。
ンターフエイス１６（特に、ここに含まれた出力
ラツチ）から出力段２２（特に、ここに含まれた
パルス発生器）へ与えられ、パルス発生器が同期
されているかどうか（例えばＲ WAVEと同期
されているかどうか）が決定される。従つて心室
除細動中には同期ラインが常に高レベルに保たれ
る。
出力FIBがない時に出力TACHYが発生される
と、これは上室頻拍状態を指示し、即ち心臓鼓動
は激しいが既知の確率密度関数の規準には達しな
いような状態を指示する。このような場合には、
同期カルジオバージヨン（即ち、Ｒ WAVEに
同期したカルジオバージヨン）が指示される。従
つて、このような状態の下では、パラメータメモ
リ（制御器１８に組合わされた）に含まれたモー
ドワードが入力セレクタ（制御器１４内に含まれ
た）へ送られ、この入力セレクタは基本的には１
ビツトのプロセツサユニツトより成る。制御器１
４は同期パルスを発生し、このパルスはこれが高
レベルである時にはＲ波との同期状態を指示す
る。このような同期パルスが出力段２２（パルス
発生器を含む）へ送られることにより、電圧が確
立され、同期パルスSYNCが“高”レベルになる
たびにパルスが発生される。
と、これは上室頻拍状態を指示し、即ち心臓鼓動
は激しいが既知の確率密度関数の規準には達しな
いような状態を指示する。このような場合には、
同期カルジオバージヨン（即ち、Ｒ WAVEに
同期したカルジオバージヨン）が指示される。従
つて、このような状態の下では、パラメータメモ
リ（制御器１８に組合わされた）に含まれたモー
ドワードが入力セレクタ（制御器１４内に含まれ
た）へ送られ、この入力セレクタは基本的には１
ビツトのプロセツサユニツトより成る。制御器１
４は同期パルスを発生し、このパルスはこれが高
レベルである時にはＲ波との同期状態を指示す
る。このような同期パルスが出力段２２（パルス
発生器を含む）へ送られることにより、電圧が確
立され、同期パルスSYNCが“高”レベルになる
たびにパルスが発生される。
これらの作動については、第１図の制御器１
４、インターフエイス１６、制御器１８、データ
入出力チヤンネル２０及び出力段２２の詳細図に
関連して以下で詳しく説明する。
４、インターフエイス１６、制御器１８、データ
入出力チヤンネル２０及び出力段２２の詳細図に
関連して以下で詳しく説明する。
入力セレクタ３６は、既に述べたように、上記
の種々の制御入力（Ｒ WAVE、WINDOW、
PEAK REACHED、FIB、TACHY及び
BRAEY）や、入力段１２以外で発生された他の
制御入力（MAGNET IN PLACE、TIMER Ａ
OVER、TIMER Ｂ OVER）を受信する１ビ
ツトプロセツサである。更に、入力セレクタ３６
は制御器（Ａ）１４と種々の状態及び制御信号を
やり取りすると共に、インターフエイス１６とデ
ータをやり取りする。更に、入力セレクタ３６は
制御器１４からアドレスデータを受け取る。
の種々の制御入力（Ｒ WAVE、WINDOW、
PEAK REACHED、FIB、TACHY及び
BRAEY）や、入力段１２以外で発生された他の
制御入力（MAGNET IN PLACE、TIMER Ａ
OVER、TIMER Ｂ OVER）を受信する１ビ
ツトプロセツサである。更に、入力セレクタ３６
は制御器（Ａ）１４と種々の状態及び制御信号を
やり取りすると共に、インターフエイス１６とデ
ータをやり取りする。更に、入力セレクタ３６は
制御器１４からアドレスデータを受け取る。
制御器１４からの制御入力に応答して、入力セ
レクタ３６は上記の制御入力（FIB、TACHY
等）を評価回路３４から制御器１４へ選択的に送
る。入力セレクタ３６は１ビツトプロセツサ又は
マルチプレクサチツプ（例えば、CMOSチツプ、
型式番号14512）として知られている入力セレク
タである。この入力セレクタ３６の更に別の機能
は、植え込み式の心臓刺激装置及びその方法につ
いて以下で詳細に説明する時に述べることにす
る。
レクタ３６は上記の制御入力（FIB、TACHY
等）を評価回路３４から制御器１４へ選択的に送
る。入力セレクタ３６は１ビツトプロセツサ又は
マルチプレクサチツプ（例えば、CMOSチツプ、
型式番号14512）として知られている入力セレク
タである。この入力セレクタ３６の更に別の機能
は、植え込み式の心臓刺激装置及びその方法につ
いて以下で詳細に説明する時に述べることにす
る。
第３Ａ図及び第３Ｂ図は第１図の制御器（Ａ）
１４を示す図である。制御器１４は、マイクロプ
ロセツサ４０と、プログラムカウンタ４２と、プ
ログラムメモリ４４と、プログラムカウンタプリ
セツト回路４６と、タイマ（Ａ）４８と、タイマ
（Ｂ）５０とを備えている。
１４を示す図である。制御器１４は、マイクロプ
ロセツサ４０と、プログラムカウンタ４２と、プ
ログラムメモリ４４と、プログラムカウンタプリ
セツト回路４６と、タイマ（Ａ）４８と、タイマ
（Ｂ）５０とを備えている。
マイクロプロセツサ４０は、一般にMC14500B
（Motorola社で製造された）と呼称される型式の
制御ユニツトであるのが好ましい。然し乍ら、本
発明においては、マイクロプロセツサ４０は、消
費電力が比較的低くて比較的簡単な機能を長時間
にわたつて実行できる同様のユニツトでもよく、
例えば別個の論理装置を用いることもできる。マ
イクロプロセツサ４０はプログラムメモリ４４か
ら順次受け取られるオペレーシヨンコード（好ま
しくは４ビツトの）に応じてプログラム制御の下
で作動を行なう。
（Motorola社で製造された）と呼称される型式の
制御ユニツトであるのが好ましい。然し乍ら、本
発明においては、マイクロプロセツサ４０は、消
費電力が比較的低くて比較的簡単な機能を長時間
にわたつて実行できる同様のユニツトでもよく、
例えば別個の論理装置を用いることもできる。マ
イクロプロセツサ４０はプログラムメモリ４４か
ら順次受け取られるオペレーシヨンコード（好ま
しくは４ビツトの）に応じてプログラム制御の下
で作動を行なう。
マイクロプロセツサ４０は入力段１２（特にそ
の入力セレクタ３６）及びインターフエイス１６
から色々な状態及び／又は制御入力を受ける。従
つて、マイクロプロセツサ４０は、このような１
ビツト制御入力を読み取つてこれに応答できるこ
としか必要とされない。例えば、前記したよう
に、マイクロプロセツサ４０は制御入力FIB、
TACHY及びBRADY（入力セレクタ３６を経て
送られる）に応答して上記の種々の論理作動を実
行すると共に、それに対応する出力VT.VF及び
SVTを発生して、心室頻拍、心室細動及び上室
頻拍の発生を各々指示する。
の入力セレクタ３６）及びインターフエイス１６
から色々な状態及び／又は制御入力を受ける。従
つて、マイクロプロセツサ４０は、このような１
ビツト制御入力を読み取つてこれに応答できるこ
としか必要とされない。例えば、前記したよう
に、マイクロプロセツサ４０は制御入力FIB、
TACHY及びBRADY（入力セレクタ３６を経て
送られる）に応答して上記の種々の論理作動を実
行すると共に、それに対応する出力VT.VF及び
SVTを発生して、心室頻拍、心室細動及び上室
頻拍の発生を各々指示する。
更に、マイクロプロセツサ４０は、このような
制御入力に応答しそしてメモリ４４に記憶された
プログラムによつて指示されて、その他の一連の
作動を行なうと共に、処理中に種々の制御出力
（好ましくは１ビツト出力）を発生する。特に、
マイクロプロセツサ４０は、以下に述べる機能を
有する次のような制御出力を発生する。
制御入力に応答しそしてメモリ４４に記憶された
プログラムによつて指示されて、その他の一連の
作動を行なうと共に、処理中に種々の制御出力
（好ましくは１ビツト出力）を発生する。特に、
マイクロプロセツサ４０は、以下に述べる機能を
有する次のような制御出力を発生する。
JMP／PRESET―これはプログラムカウンタ
４２を所与の値にジヤンプさせるためにこのプロ
グラムカウンタ４２へ送られる制御出力であり、
これにより、所与の一連の命令（オペレーシヨン
コード）をマイクロプロセツサ４０へ与えるため
にアクセスさるべきメモリ４４内の所与のアドレ
スが確立される。このJMP／PRESETはプログ
ラム制御の下で発生され、プリセツト回路４６か
らの“ジヤンプアドレス”をプログラムカウンタ
４２へロツクさせる。特に、このJMP／
PRESET指令は制御器１４により実行される記
憶されたプログラムに基いて“ジヤンプ”命令を
実行できるようにする。プログラムカウンタプリ
セツト回路４６は“ジヤンプアドレス”をプログ
ラムカウンタ４２へ与え、このプログラムカウン
タプリセツト回路４６はプログラムメモリ４４か
らのアドレスバスを形成する下位ビツトを有する
１組のレジスタ（例えば、３状態バツフア）で構
成される。アドレスラツチ（ジヤンプを実行すべ
きページ）を形成する上位ビツトは評価回路３４
により入力PAGE INDICATORとしてプロセツ
サ４０へ送られることを注意されたい。この点に
ついでは、プログラムメモリ４４を説明するのが
適当であろう。
４２を所与の値にジヤンプさせるためにこのプロ
グラムカウンタ４２へ送られる制御出力であり、
これにより、所与の一連の命令（オペレーシヨン
コード）をマイクロプロセツサ４０へ与えるため
にアクセスさるべきメモリ４４内の所与のアドレ
スが確立される。このJMP／PRESETはプログ
ラム制御の下で発生され、プリセツト回路４６か
らの“ジヤンプアドレス”をプログラムカウンタ
４２へロツクさせる。特に、このJMP／
PRESET指令は制御器１４により実行される記
憶されたプログラムに基いて“ジヤンプ”命令を
実行できるようにする。プログラムカウンタプリ
セツト回路４６は“ジヤンプアドレス”をプログ
ラムカウンタ４２へ与え、このプログラムカウン
タプリセツト回路４６はプログラムメモリ４４か
らのアドレスバスを形成する下位ビツトを有する
１組のレジスタ（例えば、３状態バツフア）で構
成される。アドレスラツチ（ジヤンプを実行すべ
きページ）を形成する上位ビツトは評価回路３４
により入力PAGE INDICATORとしてプロセツ
サ４０へ送られることを注意されたい。この点に
ついでは、プログラムメモリ４４を説明するのが
適当であろう。
第３Ｂ図に示されたように、プログラムメモリ
４４は便利なブロツク（例えば256ビツトサイ
ズ）に分けられており、各ブロツク即ちメモリの
各ページは心臓病患者がかゝることのある症状の
うちの特定の１つを処理するプログラムに対して
予約される。従つて、第１ブロツクは歩調どりモ
ードを実行するプログラムを含み、第２ブロツク
はカルジオバージヨンを必要とする患者を処置す
るプログラムを含み、第３のブロツクは除細動を
必要とする患者を処置するプログラムを含み、と
いうようになつている。上記したように、“ジヤ
ンプアドレス”の上位ビツト（PAGE
INDICATOR）は評価回路３４によつてプロセツ
サ４０へ送られ、この上位ビツトは実行さるべき
特定のメモリページ即ちメモリブロツク（特定の
症状を処理する１組の命令）に相当する。
４４は便利なブロツク（例えば256ビツトサイ
ズ）に分けられており、各ブロツク即ちメモリの
各ページは心臓病患者がかゝることのある症状の
うちの特定の１つを処理するプログラムに対して
予約される。従つて、第１ブロツクは歩調どりモ
ードを実行するプログラムを含み、第２ブロツク
はカルジオバージヨンを必要とする患者を処置す
るプログラムを含み、第３のブロツクは除細動を
必要とする患者を処置するプログラムを含み、と
いうようになつている。上記したように、“ジヤ
ンプアドレス”の上位ビツト（PAGE
INDICATOR）は評価回路３４によつてプロセツ
サ４０へ送られ、この上位ビツトは実行さるべき
特定のメモリページ即ちメモリブロツク（特定の
症状を処理する１組の命令）に相当する。
従つて、第２Ａ図及び第３Ａ図を参照して制御
器１４を説明すれば、専用の心臓状態評価回路３
４によつて１つの心臓症状が検出されると、制御
信号INTERRUPT ON STATEが制御器１４の
プログラムカウンタ４２へ送られて、信号PAGE
INDICATORを発生させる。プログラムカウンタ
４２はINTERRUPT ON STATEに応答してメ
モリアドレスの下位ビツトをリセツトし、一方信
号PAGE INDICATORは所望の処置に対応する
メモリ４４内のブロツクが始まるページにプログ
ラムカウンタ４２を合わせられるような上位ビツ
トを確立する。次いで、マイクロプロセツサ４０
はプログラムメモリ４４からの次々のオペレーシ
ヨンコードに応答して、所望の処置（歩調どり、
カルジオバージヨン、除細動、等）に対応するプ
ログラムを実行する。
器１４を説明すれば、専用の心臓状態評価回路３
４によつて１つの心臓症状が検出されると、制御
信号INTERRUPT ON STATEが制御器１４の
プログラムカウンタ４２へ送られて、信号PAGE
INDICATORを発生させる。プログラムカウンタ
４２はINTERRUPT ON STATEに応答してメ
モリアドレスの下位ビツトをリセツトし、一方信
号PAGE INDICATORは所望の処置に対応する
メモリ４４内のブロツクが始まるページにプログ
ラムカウンタ４２を合わせられるような上位ビツ
トを確立する。次いで、マイクロプロセツサ４０
はプログラムメモリ４４からの次々のオペレーシ
ヨンコードに応答して、所望の処置（歩調どり、
カルジオバージヨン、除細動、等）に対応するプ
ログラムを実行する。
CLOCK―これはマイクロプロセツサ４０によ
つてプログラムカウンタ４２へ送られるクロツク
型出力であり、この出力によりプログラムカウン
タ４２はプログラムメモリ４４内の次々の位置を
アクセスするように次々のアドレスを循環させ
る。
つてプログラムカウンタ４２へ送られるクロツク
型出力であり、この出力によりプログラムカウン
タ４２はプログラムメモリ４４内の次々の位置を
アクセスするように次々のアドレスを循環させ
る。
WRITE―これはマイクロプロセツサ４０によ
つて発生されてインターフエイス１６へ送られる
パルス出力である。特に、植え込み式心臓刺激装
置の若干の他の素子へデータを送らねばならない
ことが制御器１４のマイクロプロセツサ４０によ
つて決定された時には、このマイクロプロセツサ
がインターフエイス１６（特に、ここに含まれた
出力ラツチ）へ書き込み指令WRITEを発生す
る。インターフエイス１６は、これに応答して、
インターフエイス１６の出力ラツチに接続された
アドレスバスを経て、このラツチに含まれている
データを適当な素子例えばタイマ４８及び５０に
送り、これらのタイマはインターフエイス１６か
らタイマデータを受け取る。
つて発生されてインターフエイス１６へ送られる
パルス出力である。特に、植え込み式心臓刺激装
置の若干の他の素子へデータを送らねばならない
ことが制御器１４のマイクロプロセツサ４０によ
つて決定された時には、このマイクロプロセツサ
がインターフエイス１６（特に、ここに含まれた
出力ラツチ）へ書き込み指令WRITEを発生す
る。インターフエイス１６は、これに応答して、
インターフエイス１６の出力ラツチに接続された
アドレスバスを経て、このラツチに含まれている
データを適当な素子例えばタイマ４８及び５０に
送り、これらのタイマはインターフエイス１６か
らタイマデータを受け取る。
このような手順の一例を以下に述べる。(1)アド
レス（ADDR）がプログラムメモリ４４からタイ
マ４８及び５０に送られて一方のタイマが選択さ
れると共に上記アドレスがインターフエイス１６
に送られてパラメータメモリ５８内のデータ（例
えばTIMER VALUE）がアクセスされ、(2)ラツ
チがこれに応答してパラメータメモリ５８内の特
定のアドレスをアクセし、このアドレスは転送さ
るべきデータを含んでおり、(3)所望のデータ（例
えば、タイマアドレスデータ）がインターフエイ
ス１６の出力ラツチを経てタイマ４８及び５０へ
送られるようになり、(4)プログラムメモリ４４に
よりタイマ４８及び５０へ送られるタイマアドレ
スデータ（ADDR）によつて指示された選択され
たタイマが、インターフエイス１６により得られ
るデータ（TIMER VALUE）を受け、そして(5)
特定のタイマ４８又は５０がそのタイミング作動
を開始する。このようにして、心房逸脱間隔（歩
調どり速度に関係した）又は心室逸脱間隔のよう
なタイミング情報を与えることができ、これによ
つてタイミングどり作動が行なわれて種々の歩調
どり又は除細動機能を果たすことができる。或い
は又、制御器１８からの作動可能化信号TIMER
ENABLEを用いて、タイマ４８及び５０の所与
の片方を選択／作動可能化できることにも注意さ
れたい。
レス（ADDR）がプログラムメモリ４４からタイ
マ４８及び５０に送られて一方のタイマが選択さ
れると共に上記アドレスがインターフエイス１６
に送られてパラメータメモリ５８内のデータ（例
えばTIMER VALUE）がアクセスされ、(2)ラツ
チがこれに応答してパラメータメモリ５８内の特
定のアドレスをアクセし、このアドレスは転送さ
るべきデータを含んでおり、(3)所望のデータ（例
えば、タイマアドレスデータ）がインターフエイ
ス１６の出力ラツチを経てタイマ４８及び５０へ
送られるようになり、(4)プログラムメモリ４４に
よりタイマ４８及び５０へ送られるタイマアドレ
スデータ（ADDR）によつて指示された選択され
たタイマが、インターフエイス１６により得られ
るデータ（TIMER VALUE）を受け、そして(5)
特定のタイマ４８又は５０がそのタイミング作動
を開始する。このようにして、心房逸脱間隔（歩
調どり速度に関係した）又は心室逸脱間隔のよう
なタイミング情報を与えることができ、これによ
つてタイミングどり作動が行なわれて種々の歩調
どり又は除細動機能を果たすことができる。或い
は又、制御器１８からの作動可能化信号TIMER
ENABLEを用いて、タイマ４８及び５０の所与
の片方を選択／作動可能化できることにも注意さ
れたい。
FLAGO―これはインターフエイス１６に送ら
れる制御出力である。この制御出力は、インター
フエイス１６内に含まれたアドレスラツチへ情報
を書き込むためのストローブ信号として用いられ
る。
れる制御出力である。この制御出力は、インター
フエイス１６内に含まれたアドレスラツチへ情報
を書き込むためのストローブ信号として用いられ
る。
STATUS／CONTROL―これは入力段１２か
ら受けたり入力段１２へ送られたりする状態及び
制御入力の総称であり、特に入力セレクタ３６
（前記した）によつて選択された種々の状態及び
制御信号が制御器１４のマイクロプロセツサ４０
に送られる。これらの状態及び制御信号は、例え
ば、発生することのある色々な医学症状、即ち前
記の頻拍、徐脈、細動、等に関係したものであ
る。
ら受けたり入力段１２へ送られたりする状態及び
制御入力の総称であり、特に入力セレクタ３６
（前記した）によつて選択された種々の状態及び
制御信号が制御器１４のマイクロプロセツサ４０
に送られる。これらの状態及び制御信号は、例え
ば、発生することのある色々な医学症状、即ち前
記の頻拍、徐脈、細動、等に関係したものであ
る。
更に第３Ａ図をみれば、マイクロプロセツサ４
０はインターフエイス１６から制御入力HIGH
CLOCKを受け取ることが分かろう。マイクロプ
ロセツサ４０はこの“高速クロツク”命令に応答
してその作動モードを“高速ギヤ”に切換え、そ
の後は通常の場合よりも高速度で処理作動を実行
する。これに対し、この“高速クロツク”命令が
ない場合は、マイクロプロセツサ４０は“低速ギ
ヤ”の作動モードで作動し、低速度即ち通常の作
動速度で処理作動を実行する。このようにして、
高速作動を必要とする作動はこのような高い作動
速度で実行することができ、一方通常の速度で実
行さるべき作動は通常の作動速度で行なわれ、こ
のようにして、実行される特定の作動に処理速度
を適合させることにより電力の節減が果たされ
る。
０はインターフエイス１６から制御入力HIGH
CLOCKを受け取ることが分かろう。マイクロプ
ロセツサ４０はこの“高速クロツク”命令に応答
してその作動モードを“高速ギヤ”に切換え、そ
の後は通常の場合よりも高速度で処理作動を実行
する。これに対し、この“高速クロツク”命令が
ない場合は、マイクロプロセツサ４０は“低速ギ
ヤ”の作動モードで作動し、低速度即ち通常の作
動速度で処理作動を実行する。このようにして、
高速作動を必要とする作動はこのような高い作動
速度で実行することができ、一方通常の速度で実
行さるべき作動は通常の作動速度で行なわれ、こ
のようにして、実行される特定の作動に処理速度
を適合させることにより電力の節減が果たされ
る。
更に、マイクロプロセツサ４０とインターフエ
イス１６との間では標準データバスによつてデー
タが伝送され、このデータバス即ちラインはマイ
クロプロセツサ４０とインターフエイス１６のラ
ツチとの間の１本又は複数本のラインで構成され
る。ラツチ内の種々の位置はプログラムメモリ４
４からインターフエイス１６へ至るアドレスバス
によつて決定されたようにセツト／リセツトされ
る。更に、制御器１４と入力セレクタ３６との間
には１本以上のラインが設けられており、“読み
取り”作動中に入力セレクタ３６からマイクロプ
ロセツサ４０へデータが送られる。
イス１６との間では標準データバスによつてデー
タが伝送され、このデータバス即ちラインはマイ
クロプロセツサ４０とインターフエイス１６のラ
ツチとの間の１本又は複数本のラインで構成され
る。ラツチ内の種々の位置はプログラムメモリ４
４からインターフエイス１６へ至るアドレスバス
によつて決定されたようにセツト／リセツトされ
る。更に、制御器１４と入力セレクタ３６との間
には１本以上のラインが設けられており、“読み
取り”作動中に入力セレクタ３６からマイクロプ
ロセツサ４０へデータが送られる。
前記したように、プログラムカウンタ４２はマ
イクロプロセツサ４０からのクロツク入力に基い
て導出される次々のカウンタ出力を発生する一般
のカウンタである。従つて、カウンタ４２はプロ
グラムメモリ４４内の次々の位置をアクセスし、
マイクロプロセツサ４０へオペレーシヨンコード
命令を与えると共に、入力段１２特に入力セレク
タ３６へメモリアドレスを与えて、これにより入
力セレクタ３６は既に作動下にあるインターフエ
イス１６並びに既に作動下にあるタイマ４８及び
５０へ所望の入力ライン（例えば、FIB、
BRADY、等）の信号を読み込むようにされる。
イクロプロセツサ４０からのクロツク入力に基い
て導出される次々のカウンタ出力を発生する一般
のカウンタである。従つて、カウンタ４２はプロ
グラムメモリ４４内の次々の位置をアクセスし、
マイクロプロセツサ４０へオペレーシヨンコード
命令を与えると共に、入力段１２特に入力セレク
タ３６へメモリアドレスを与えて、これにより入
力セレクタ３６は既に作動下にあるインターフエ
イス１６並びに既に作動下にあるタイマ４８及び
５０へ所望の入力ライン（例えば、FIB、
BRADY、等）の信号を読み込むようにされる。
更に、制御器１４はプリセツト回路４６も備え
ており、この回路はプログラムカウンタ４２へ
JUMP ADDRESS出力を与え、“ジヤンプ”命令
を実行するようにこのカウンタ４２をプリセツト
する。
ており、この回路はプログラムカウンタ４２へ
JUMP ADDRESS出力を与え、“ジヤンプ”命令
を実行するようにこのカウンタ４２をプリセツト
する。
第４図は第１図のインターフエイス１６及び制
御器１８のブロツク図である。図示されたよう
に、インターフエイス１６は前記の出力ラツチ５
２及びアドレスラツチ５４を備えている。これら
ラツチは、制御器１４及び／又は入力段１２によ
つてセツトすることのできる多数の位置を有した
一般のラツチである。
御器１８のブロツク図である。図示されたよう
に、インターフエイス１６は前記の出力ラツチ５
２及びアドレスラツチ５４を備えている。これら
ラツチは、制御器１４及び／又は入力段１２によ
つてセツトすることのできる多数の位置を有した
一般のラツチである。
作動中、出力ラツチ５２は制御器１４と種々の
制御及びデータ入力を効果的にやり取りし、入力
段１２と種々のデータをやり取りし、そして制御
器１８及び出力段２２へ種々の制御出力を各々与
える。特に、出力ラツチ５２は次のような制御信
号をやり取りする。
制御及びデータ入力を効果的にやり取りし、入力
段１２と種々のデータをやり取りし、そして制御
器１８及び出力段２２へ種々の制御出力を各々与
える。特に、出力ラツチ５２は次のような制御信
号をやり取りする。
WRITE―これは制御器１４特にマイクロプロ
セツサ４０から受け取られる制御入力であり、
DATAライン即ちマイクロプロセツサ４０から
送られるデータをラツチ５２で受信／蓄積するよ
うにさせる制御入力である。
セツサ４０から受け取られる制御入力であり、
DATAライン即ちマイクロプロセツサ４０から
送られるデータをラツチ５２で受信／蓄積するよ
うにさせる制御入力である。
HIGH CLOCK―これは出力ラツチ５２からの
制御出力であり、この制御出力はマイクロプロセ
ツサ４０が幾つかの処理作動を通常より高い速度
で実行すると共にその他の処理作動を通常の速度
で実行するようにせしめ、これにより、実行され
る特定の作動に処理速度を適合させることにより
電力を節減させる。
制御出力であり、この制御出力はマイクロプロセ
ツサ４０が幾つかの処理作動を通常より高い速度
で実行すると共にその他の処理作動を通常の速度
で実行するようにせしめ、これにより、実行され
る特定の作動に処理速度を適合させることにより
電力を節減させる。
START DEFIB―これは除細動の必要性を指
示するためにマイクロプロセツサ４０の指令によ
り出力ラツチ５２から発生されて出力段２２（そ
のパルス発生器）へ送られる制御信号である。こ
の制御信号はマイクロプロセツサ４０で行なわれ
た論理作動の結果として発生され、このような論
理作動は種々の制御入力状態（FIB、TACHY）
について上記で述べたものであり、これらはどの
医学症状（心室頻拍（VT）、心室細動（VF）又
は上室頻拍（SVT））が生じたかを決定するよう
に論理的に処理される。
示するためにマイクロプロセツサ４０の指令によ
り出力ラツチ５２から発生されて出力段２２（そ
のパルス発生器）へ送られる制御信号である。こ
の制御信号はマイクロプロセツサ４０で行なわれ
た論理作動の結果として発生され、このような論
理作動は種々の制御入力状態（FIB、TACHY）
について上記で述べたものであり、これらはどの
医学症状（心室頻拍（VT）、心室細動（VF）又
は上室頻拍（SVT））が生じたかを決定するよう
に論理的に処理される。
AP1―これはラツチ５２によつて出力段２２へ
与えられる制御出力であつて、心房の歩調どり作
用を行なう必要性を指示し、マイクロプロセツサ
４０によつて発生される制御出力である。
与えられる制御出力であつて、心房の歩調どり作
用を行なう必要性を指示し、マイクロプロセツサ
４０によつて発生される制御出力である。
VP1―これはラツチ５２によつて出力段２２へ
与えられる制御出力であつて、心室歩調どり作動
を開始する必要性を示しており、マイクロプロセ
ツサ４０により発生される制御出力である。
与えられる制御出力であつて、心室歩調どり作動
を開始する必要性を示しており、マイクロプロセ
ツサ４０により発生される制御出力である。
SELECT PATIENT―これはラツチ５２によ
つて発生されて出力段２２へ送られる制御出力で
あつて、除細動作用を開始すべき（上記の
START DEFIB制御信号に関して）ところの患
者（試験負荷ではなく）を指定する制御出力であ
る。
つて発生されて出力段２２へ送られる制御出力で
あつて、除細動作用を開始すべき（上記の
START DEFIB制御信号に関して）ところの患
者（試験負荷ではなく）を指定する制御出力であ
る。
WAKE UP―これは制御器１８にその種々の
制御機能（後述する）を実行すべきことを知らせ
るためにラツチ５２によつて発生されて制御器１
８へ送られる制御入力である。
制御機能（後述する）を実行すべきことを知らせ
るためにラツチ５２によつて発生されて制御器１
８へ送られる制御入力である。
出力ラツチ５２は前記したように制御器１４か
らアドレスデータを受け取る。又、出力ラツチ５
２は入力段１２の入力セレクタ３６ともデータを
やり取りする。
らアドレスデータを受け取る。又、出力ラツチ５
２は入力段１２の入力セレクタ３６ともデータを
やり取りする。
インターフエイス１６のアドレスラツチ５４は
制御器１４からアドレスデータ及び制御入力
FLAGOを受け、制御器１８へパラメータアドレ
ス情報を与える。
制御器１４からアドレスデータ及び制御入力
FLAGOを受け、制御器１８へパラメータアドレ
ス情報を与える。
更に第４図について説明すれば、制御器１８は
マイクロプロセツサ（Ｂ）５６と、ペーサ・除細
動器パラメータメモリ５８とを備えている。マイ
クロプロセツサ５６はマイクロプロセツサシステ
ム1802（RCA社によつて製造された）であるの
が好ましいが、これと同様の作動を行なえるもの
であれば一般のマイクロプロセツサでもよい。典
型的に、このマイクロプロセツサシステムは複雑
な作動を行なうことができるが消費電力は比較的
高い。マイクロプロセツサ５６は、本発明によれ
ば、植え込み式心臓刺激装置が細動の直前の
ECGデータを“調査”できるようにECGデータ
をプレカーソルメモリに書き込めるようなDMA
モードを有していなければならない。この技術は
当業者に既に知られており、特に米国特許第
4223678号に開示されている。
マイクロプロセツサ（Ｂ）５６と、ペーサ・除細
動器パラメータメモリ５８とを備えている。マイ
クロプロセツサ５６はマイクロプロセツサシステ
ム1802（RCA社によつて製造された）であるの
が好ましいが、これと同様の作動を行なえるもの
であれば一般のマイクロプロセツサでもよい。典
型的に、このマイクロプロセツサシステムは複雑
な作動を行なうことができるが消費電力は比較的
高い。マイクロプロセツサ５６は、本発明によれ
ば、植え込み式心臓刺激装置が細動の直前の
ECGデータを“調査”できるようにECGデータ
をプレカーソルメモリに書き込めるようなDMA
モードを有していなければならない。この技術は
当業者に既に知られており、特に米国特許第
4223678号に開示されている。
この後者の点については、作動中に、マイクロ
プロセツサ５６は周期的にDMAサイクルを実行
してECGデータをプレカーソルメモリに記憶
し、この作動はマイクロプロセツサ５６の“スリ
ープ”中にも実施される。
プロセツサ５６は周期的にDMAサイクルを実行
してECGデータをプレカーソルメモリに記憶
し、この作動はマイクロプロセツサ５６の“スリ
ープ”中にも実施される。
制御器１４のマイクロプロセツサ４０によつて
除細動が検出された時には、プレカーソルメモリ
が“凍結”され、除細動の直前に現われたECG
情報をマイクロプロセツサ５６が利用できるよう
になり、ひいては植え込み式心臓刺激装置のオペ
レータがこれを得ることができる。
除細動が検出された時には、プレカーソルメモリ
が“凍結”され、除細動の直前に現われたECG
情報をマイクロプロセツサ５６が利用できるよう
になり、ひいては植え込み式心臓刺激装置のオペ
レータがこれを得ることができる。
マイクロプロセツサ５６は或る種の状態の発生
に応じて“患者への警報”出力を発生し、これは
患者が“気づく”信号を発生するために出力段２
２へ送られる。又、マイクロプロセツサ５６は出
力AP2（心房歩調どりの必要性を指示する）及び
VP2（心室歩調どりの必要性を指示する）も発生
し、この後者の出力は出力段２２へ送られる。
に応じて“患者への警報”出力を発生し、これは
患者が“気づく”信号を発生するために出力段２
２へ送られる。又、マイクロプロセツサ５６は出
力AP2（心房歩調どりの必要性を指示する）及び
VP2（心室歩調どりの必要性を指示する）も発生
し、この後者の出力は出力段２２へ送られる。
マイクロプロセツサ５６は、患者の皮下に配置
されたリードスイツチ（図示せず）付近に磁石を
配置することによる体外からの指令を示す制御入
力MAGNET IN PLACEを受け取る。マイクロ
プロセツサ５６へのこの体外からの指令はデータ
の緊急入出力をマイクロプロセツサ５６に指示
し、マイクロプロセツサ５６（これは植え込み式
心臓刺激装置へデータを入力したりここからのデ
ータを出力したりする作用を果たす）はデータ入
出力チヤンネル２０を作動可能にする。このよう
にして、プロセツサ４０及び５６をプログラムし
直すことができ、或いはパラメータメモリ５８の
状態ワードを修正することができる。例えば、こ
のような状態ワードは特定患者の処置にどの医療
処置（歩調どり、除細動、等）が適当であり許容
できるかを指示するためにメモリ５８へ送られ
る。従つて、MAGNET IN PLACE指令を用い
ると、医師又は植え込み式心臓刺激装置のオペレ
ータはパラメータメモリ５８の状態ワードを修正
することができ、ひいては、特定の患者に許容で
きる特定の処置療法を修正することができる。
されたリードスイツチ（図示せず）付近に磁石を
配置することによる体外からの指令を示す制御入
力MAGNET IN PLACEを受け取る。マイクロ
プロセツサ５６へのこの体外からの指令はデータ
の緊急入出力をマイクロプロセツサ５６に指示
し、マイクロプロセツサ５６（これは植え込み式
心臓刺激装置へデータを入力したりここからのデ
ータを出力したりする作用を果たす）はデータ入
出力チヤンネル２０を作動可能にする。このよう
にして、プロセツサ４０及び５６をプログラムし
直すことができ、或いはパラメータメモリ５８の
状態ワードを修正することができる。例えば、こ
のような状態ワードは特定患者の処置にどの医療
処置（歩調どり、除細動、等）が適当であり許容
できるかを指示するためにメモリ５８へ送られ
る。従つて、MAGNET IN PLACE指令を用い
ると、医師又は植え込み式心臓刺激装置のオペレ
ータはパラメータメモリ５８の状態ワードを修正
することができ、ひいては、特定の患者に許容で
きる特定の処置療法を修正することができる。
ペーサ・除細動器パラメータメモリ５８は、一
般的に知られたように歩調どり作動や除細動作動
を行なうのに必要なパラメータを記憶する。例え
ば、パラメータメモリ５８は、除細動の際に使用
さるべきエネルギの大きさに関する情報や、歩調
どり作動の際に心房ペーサ駆動回路６６及び心室
ペーサ駆動回路６８によつて各々使用さるべき心
房電流及び心室電流に関する情報を記憶する。前
記したように、インターフエイス１６のアドレス
ラツチ５４はパラメータメモリ５８へ種々のパラ
メータアドレス情報を与えて、メモリ５８を選択
的にアクセスし、パラメータワードを読み出すよ
うにさせる。これらのパラメータワードは第４図
に示されたように制御器１４及び出力段２２へ与
えられる。前記したように、これらのパラメータ
ワードは特定タイマの目標カウントをセツトする
ために制御器１４のタイマ４８及び／又は５０へ
与えられ、従つてタイマが作動されてカウントを
行なう時には特定の時間間隔（例えば、AV遅延
時間）が測定される。
般的に知られたように歩調どり作動や除細動作動
を行なうのに必要なパラメータを記憶する。例え
ば、パラメータメモリ５８は、除細動の際に使用
さるべきエネルギの大きさに関する情報や、歩調
どり作動の際に心房ペーサ駆動回路６６及び心室
ペーサ駆動回路６８によつて各々使用さるべき心
房電流及び心室電流に関する情報を記憶する。前
記したように、インターフエイス１６のアドレス
ラツチ５４はパラメータメモリ５８へ種々のパラ
メータアドレス情報を与えて、メモリ５８を選択
的にアクセスし、パラメータワードを読み出すよ
うにさせる。これらのパラメータワードは第４図
に示されたように制御器１４及び出力段２２へ与
えられる。前記したように、これらのパラメータ
ワードは特定タイマの目標カウントをセツトする
ために制御器１４のタイマ４８及び／又は５０へ
与えられ、従つてタイマが作動されてカウントを
行なう時には特定の時間間隔（例えば、AV遅延
時間）が測定される。
特に、制御器１４は、特定の医療処置に対して
特定の計時作動を行なうのに用いられるタイマ４
８及び５０を備えている。例えば、タイマ４８は
絶対無反応間隔を計時するのに用いることがで
き、タイマ５０は歩調どり（Ａ―Ｖ）間隔を計時
するのに使用できる。タイマ４８及び５０の各々
はプログラムメモリ４４からアドレス情報
（ADDR）を受け取り、これにより計時作動を実
行するように片方又は両方のタイマが選択され
る。或いは又、インターフエイス１６の出力ラツ
チ５２を用いてタイマ４８及び５０の各々に
TIMER ENABLE信号を与えて計時作動用にそ
の片方又は両方を選択することもできる。更に、
制御器１８のパラメータメモリ５８はタイマ４８
及び５０の各々にTIMER VALUEデータを与
え、このデータは各タイマ４８及び５０がカウン
トすべき特定の計時値を表わしている。
特定の計時作動を行なうのに用いられるタイマ４
８及び５０を備えている。例えば、タイマ４８は
絶対無反応間隔を計時するのに用いることがで
き、タイマ５０は歩調どり（Ａ―Ｖ）間隔を計時
するのに使用できる。タイマ４８及び５０の各々
はプログラムメモリ４４からアドレス情報
（ADDR）を受け取り、これにより計時作動を実
行するように片方又は両方のタイマが選択され
る。或いは又、インターフエイス１６の出力ラツ
チ５２を用いてタイマ４８及び５０の各々に
TIMER ENABLE信号を与えて計時作動用にそ
の片方又は両方を選択することもできる。更に、
制御器１８のパラメータメモリ５８はタイマ４８
及び５０の各々にTIMER VALUEデータを与
え、このデータは各タイマ４８及び５０がカウン
トすべき特定の計時値を表わしている。
図示されたように、パラメータワードは出力段
２２にも送られる。例えば、どの除細動作用を行
なうべきかに基いてエネルギの大きさを定めるパ
ラメータワードが出力段２２の適当な回路に与え
られる（これについては第５図を参照して以下に
詳細に述べる）。
２２にも送られる。例えば、どの除細動作用を行
なうべきかに基いてエネルギの大きさを定めるパ
ラメータワードが出力段２２の適当な回路に与え
られる（これについては第５図を参照して以下に
詳細に述べる）。
パラメータメモリ５８はデユアルポートメモリ
又はダブルバツフアメモリであるのが好ましいこ
とに注意されたい。更新プロセスが行なわれてい
る間であつてもプロセツサ４０及び５６に関する
限りはメモリに記憶されたパラメータを安定した
まゝにしておくために、このようなメモリが所望
される。デユアルポートメモリ又はダブルバツフ
アメモリを用いた場合には、医療処理を行なつて
いる間にパラメータが極端に変化することがない
ようにされる。このような変化が生じると、プロ
セツサ４０及び５６の機能にエラーが伴い勝ちと
なり、患者に悪影響を及ぼすことがある。
又はダブルバツフアメモリであるのが好ましいこ
とに注意されたい。更新プロセスが行なわれてい
る間であつてもプロセツサ４０及び５６に関する
限りはメモリに記憶されたパラメータを安定した
まゝにしておくために、このようなメモリが所望
される。デユアルポートメモリ又はダブルバツフ
アメモリを用いた場合には、医療処理を行なつて
いる間にパラメータが極端に変化することがない
ようにされる。このような変化が生じると、プロ
セツサ４０及び５６の機能にエラーが伴い勝ちと
なり、患者に悪影響を及ぼすことがある。
第５図は第１図の出力段２２のブロツク図であ
る。第５図より明らかなように、出力段２２はイ
ンバータ６２と、パルス発生器６４と、心房ペー
サ駆動回路６６と、心室ペーサ駆動回路６８と、
患者への警報回路７０とを備えている。
る。第５図より明らかなように、出力段２２はイ
ンバータ６２と、パルス発生器６４と、心房ペー
サ駆動回路６６と、心室ペーサ駆動回路６８と、
患者への警報回路７０とを備えている。
作動中、出力段２２は、インターフエイス１６
の出力ラツチ５２によつて与えられたSTART
DEFIB入力をインバータ６２が受け取るのに応
答して除細動作用を開始させる。このSTART
DEFIB入力は除細動が必要であると思われる時
にプロセツサ４０によつてセツトされる。この
START DEFIB入力に応答して、インバータ６
２はパルス発生器６４が所要の除細動パルスを発
生するようさせ、これらのパルスは心臓又はその
付近に置かれた電極へ送られる。特に、パルス発
生器６４は、インバータ６２に応答して、制御器
１８の特にパラメータメモリ５８により与えられ
たパラメータワードによつてエネルギの大きさが
指定された除細動パルスを発生する。
の出力ラツチ５２によつて与えられたSTART
DEFIB入力をインバータ６２が受け取るのに応
答して除細動作用を開始させる。このSTART
DEFIB入力は除細動が必要であると思われる時
にプロセツサ４０によつてセツトされる。この
START DEFIB入力に応答して、インバータ６
２はパルス発生器６４が所要の除細動パルスを発
生するようさせ、これらのパルスは心臓又はその
付近に置かれた電極へ送られる。特に、パルス発
生器６４は、インバータ６２に応答して、制御器
１８の特にパラメータメモリ５８により与えられ
たパラメータワードによつてエネルギの大きさが
指定された除細動パルスを発生する。
インバータ６２及びパルス発生器６４を用いた
除細動技術は公知であるから、出力段２２内のイ
ンバータ６２及びパルス発生器６４に対するこれ
以上の説明は不要であると考えられる。例えば、
米国特許第3952750号及び第4316472号を参照され
たい。
除細動技術は公知であるから、出力段２２内のイ
ンバータ６２及びパルス発生器６４に対するこれ
以上の説明は不要であると考えられる。例えば、
米国特許第3952750号及び第4316472号を参照され
たい。
心房ペーサ駆動回路６６は、オアゲート７２に
よつて受信された信号AP1（インターフエイス１
６の出力ラツチ５２からの）又は出力AP2（制御
器１８のマイクロプロセツサ５６からの）に応答
して、心房歩調どり出力をペーサインターフエイ
ス（図示せず）へ発生する。同様に、心室ペーサ
駆動回路６８はオアゲート７４を経て受け取つた
VP1（インターフエイス１６の出力ラツチ５２か
らの）又は出力VP2（制御器１８のマイクロプロ
セツサ５６からの）に応答して、心室歩調どり出
力をペーサインターフエイスへ発生する。
よつて受信された信号AP1（インターフエイス１
６の出力ラツチ５２からの）又は出力AP2（制御
器１８のマイクロプロセツサ５６からの）に応答
して、心房歩調どり出力をペーサインターフエイ
ス（図示せず）へ発生する。同様に、心室ペーサ
駆動回路６８はオアゲート７４を経て受け取つた
VP1（インターフエイス１６の出力ラツチ５２か
らの）又は出力VP2（制御器１８のマイクロプロ
セツサ５６からの）に応答して、心室歩調どり出
力をペーサインターフエイスへ発生する。
このようなペーサインターフエイスは、1984年
４月３日に発行された“除細動及び歩調どり機能
を１つの植え込み装置に組み込む方法及び装置”
と題する米国特許第4440172号に開示されている
ことに注意されたい。
４月３日に発行された“除細動及び歩調どり機能
を１つの植え込み装置に組み込む方法及び装置”
と題する米国特許第4440172号に開示されている
ことに注意されたい。
又、本発明の植え込み式心臓刺激装置によつて
行なわれる心房及び心室の歩調どりについては、
心房及び心室の両方の歩調どりを処理するように
出力ラツチ５２及びマイクロプロセツサ５６が
各々設けられていることにも注意されたい。これ
ら２つの素子のうちの、心房又は心室の歩調どり
を行なう特定の１つは、行なうべき歩調どりの特
定の形式によつて決まる。上記したように、マイ
クロプロセツサ４０は出力ラツチ５２と共に作動
して、長期間の比較的簡単な手順を伴なう心房及
び心室歩調どりを実行する。これに対し、マイク
ロプロセツサ５６は短期間の比較的複雑な手順を
伴なう心房及び心室歩調どりを処理する。
行なわれる心房及び心室の歩調どりについては、
心房及び心室の両方の歩調どりを処理するように
出力ラツチ５２及びマイクロプロセツサ５６が
各々設けられていることにも注意されたい。これ
ら２つの素子のうちの、心房又は心室の歩調どり
を行なう特定の１つは、行なうべき歩調どりの特
定の形式によつて決まる。上記したように、マイ
クロプロセツサ４０は出力ラツチ５２と共に作動
して、長期間の比較的簡単な手順を伴なう心房及
び心室歩調どりを実行する。これに対し、マイク
ロプロセツサ５６は短期間の比較的複雑な手順を
伴なう心房及び心室歩調どりを処理する。
更に、患者への警報回路７０は患者への警報入
力（制御器１８からの）の受信に応答して、患者
が“気づく”信号を発生し、除細動を行なおうと
していることを患者に知らせる。従つて、患者へ
の警報回路７０は、除細動を行なおうとしている
ことを患者に警告するために、患者が“気づく”
信号又はこれと同様の信号を発生するような一般
の回路でよい。
力（制御器１８からの）の受信に応答して、患者
が“気づく”信号を発生し、除細動を行なおうと
していることを患者に知らせる。従つて、患者へ
の警報回路７０は、除細動を行なおうとしている
ことを患者に警告するために、患者が“気づく”
信号又はこれと同様の信号を発生するような一般
の回路でよい。
第６Ａ図及び第６Ｂ図は第３図の制御器１４の
マイクロプロセツサ４０の作動を実行する代表的
なプログラムのフローチヤートである。この特定
例においては、このプログラムは、制御器１４の
マイクロプロセツサ４０の制御下で行なわれる簡
単な歩調どり作動（２種の歩調どり）に関するも
のである。
マイクロプロセツサ４０の作動を実行する代表的
なプログラムのフローチヤートである。この特定
例においては、このプログラムは、制御器１４の
マイクロプロセツサ４０の制御下で行なわれる簡
単な歩調どり作動（２種の歩調どり）に関するも
のである。
第６Ａ図を説明すれば、ブロツク１００におい
て、無反応時間のアドレスをアドレスラツチへ書
き込むことによりプログラムが開始され、このよ
うな情報は制御器１４からアドレスラツチ５４へ
入力ADDRESS DATAとして与えられる。更
に、出力FLAGOがマイクロプロセツサ４０によ
つて作動され、このような制御出力はインターフ
エイス１６へ与えられる。
て、無反応時間のアドレスをアドレスラツチへ書
き込むことによりプログラムが開始され、このよ
うな情報は制御器１４からアドレスラツチ５４へ
入力ADDRESS DATAとして与えられる。更
に、出力FLAGOがマイクロプロセツサ４０によ
つて作動され、このような制御出力はインターフ
エイス１６へ与えられる。
ブロツク１０２は、アドレスラツチ５４により
アクセスされた（ADDRESS DATAの作用によ
り）パラメータメモリ５８からの絶対無反応時間
がタイマ４８にロードされることを示している。
アクセスされた（ADDRESS DATAの作用によ
り）パラメータメモリ５８からの絶対無反応時間
がタイマ４８にロードされることを示している。
ブロツク１０４においては、FLAGOが０であ
るか１であるかの決定がなされる。２つの状態の
いずれが存在するかに基いて、ブロツク１０６又
はブロツク１０８が実行され、歩調どり間隔の適
当なアドレスがアドレスラツチ５４へ書き込まれ
る。次いで、ブロツク１１０へと進み、適当な歩
調どり間隔がタイマ５０へ書き込まれる。
るか１であるかの決定がなされる。２つの状態の
いずれが存在するかに基いて、ブロツク１０６又
はブロツク１０８が実行され、歩調どり間隔の適
当なアドレスがアドレスラツチ５４へ書き込まれ
る。次いで、ブロツク１１０へと進み、適当な歩
調どり間隔がタイマ５０へ書き込まれる。
次いで、ブロツク１１２に示された論理演算が
実行され、タイマ４８によつてTIMER Ａ
OVERが発生されるまでプログラムが“ループを
めぐる”（ブロツク１１２及び１１４）。前記した
ように、この状態は制御器１４により入力セレク
タ３６を経て検出される。TIMER Ａ OVERが
発生されると、マイクロプロセツサ４０はＲ波が
生じたかどうかを決定する（ブロツク１１６）。
Ｒ波が生じた場合には、“歩調どり鼓動”フラグ
がクリヤされ（ブロツク１１８）、そしてプログ
ラムはブロツク１００へ戻る。
実行され、タイマ４８によつてTIMER Ａ
OVERが発生されるまでプログラムが“ループを
めぐる”（ブロツク１１２及び１１４）。前記した
ように、この状態は制御器１４により入力セレク
タ３６を経て検出される。TIMER Ａ OVERが
発生されると、マイクロプロセツサ４０はＲ波が
生じたかどうかを決定する（ブロツク１１６）。
Ｒ波が生じた場合には、“歩調どり鼓動”フラグ
がクリヤされ（ブロツク１１８）、そしてプログ
ラムはブロツク１００へ戻る。
“歩調どり鼓動”フラグは特定のメモリ位置
（１ビツトメモリ位置）を指定するだけで形成す
ることができる。或いは又、出力ラツチ５２の１
ビツト位置を“歩調どり鼓動”フラグとしてセツ
トすることができ、このようなフラグはマイクロ
プロセツサ４０によつてセツトしたりクリヤした
りすることができる。
（１ビツトメモリ位置）を指定するだけで形成す
ることができる。或いは又、出力ラツチ５２の１
ビツト位置を“歩調どり鼓動”フラグとしてセツ
トすることができ、このようなフラグはマイクロ
プロセツサ４０によつてセツトしたりクリヤした
りすることができる。
ブロツク１１８に話を戻すと、Ｒ波が発生され
なかつた場合には、ブロツク１２０で示されたよ
うに、パラメータメモリ５８内の心房電流のアド
レスがアドレスラツチ５４へ送られ、心房電流情
報がパラメータメモリ５８から出力段２２の心房
ペーサ駆動回路６６へロードされる。次いで、ブ
ロツク１２４において、パラメータメモリ５８内
の歩調どりパルス巾のアドレスがアドレスラツチ
５４に書き込まれ、このラツチ５４によつてアド
レスされたパラメータメモリ５８は歩調どりパル
ス巾情報をタイマ（Ａ）４８へ与える。然し乍
ら、ブロツク１２４に示されたように、タイマ４
８により10×（10倍）クロツクに基いて歩調どり
パルス巾のタイミングどりが行なわれる。換言す
れば、マイクロプロセツサ４０のプログラムされ
た作動によりマイクロプロセツサ４０はインター
フエイス１６内の出力ラツチ５２へ制御信号を送
信する。次いで出力ラツチ５２はHIGH CLOCK
信号を発生し、この信号はマイクロプロセツサ４
０へ送られてこれを“ギヤシフト”せしめ、従つ
てマイクロプロセツサ４０は通常より高い作動速
度で処理を行なう作動モードに入る。
なかつた場合には、ブロツク１２０で示されたよ
うに、パラメータメモリ５８内の心房電流のアド
レスがアドレスラツチ５４へ送られ、心房電流情
報がパラメータメモリ５８から出力段２２の心房
ペーサ駆動回路６６へロードされる。次いで、ブ
ロツク１２４において、パラメータメモリ５８内
の歩調どりパルス巾のアドレスがアドレスラツチ
５４に書き込まれ、このラツチ５４によつてアド
レスされたパラメータメモリ５８は歩調どりパル
ス巾情報をタイマ（Ａ）４８へ与える。然し乍
ら、ブロツク１２４に示されたように、タイマ４
８により10×（10倍）クロツクに基いて歩調どり
パルス巾のタイミングどりが行なわれる。換言す
れば、マイクロプロセツサ４０のプログラムされ
た作動によりマイクロプロセツサ４０はインター
フエイス１６内の出力ラツチ５２へ制御信号を送
信する。次いで出力ラツチ５２はHIGH CLOCK
信号を発生し、この信号はマイクロプロセツサ４
０へ送られてこれを“ギヤシフト”せしめ、従つ
てマイクロプロセツサ４０は通常より高い作動速
度で処理を行なう作動モードに入る。
ブロツク１２６においては、AV（心房―心
室）パルス遅延時間のアドレスがアドレスラツチ
５４へ書き込まれ、このアドレスラツチ５４によ
りアクセスされたパラメータメモリ５８はAVパ
ルス遅延時間をタイマ（Ｂ）５０へ書き込む。次
いで、ブロツク１２８及び１３０へ進み、出力ラ
ツチ５２がセツトされて、出力AP1が発生される
（これはオアゲート７２を経て心房ペーサ駆動回
路６６へ送られる）。出力ラツチ５２は、タイマ
４８にセツトされた歩調どりパルス巾の時間が終
了するまでAP1を発生するようにセツト状態に保
たれる。次いで、出力ラツチ５２ひいては出力
AP1がクリヤされ（ブロツク１３２）、タイマ５
０にセツトされたAVパルス遅延時間が完了する
までクリヤ状態に保たれる（ブロツク１３４）。
室）パルス遅延時間のアドレスがアドレスラツチ
５４へ書き込まれ、このアドレスラツチ５４によ
りアクセスされたパラメータメモリ５８はAVパ
ルス遅延時間をタイマ（Ｂ）５０へ書き込む。次
いで、ブロツク１２８及び１３０へ進み、出力ラ
ツチ５２がセツトされて、出力AP1が発生される
（これはオアゲート７２を経て心房ペーサ駆動回
路６６へ送られる）。出力ラツチ５２は、タイマ
４８にセツトされた歩調どりパルス巾の時間が終
了するまでAP1を発生するようにセツト状態に保
たれる。次いで、出力ラツチ５２ひいては出力
AP1がクリヤされ（ブロツク１３２）、タイマ５
０にセツトされたAVパルス遅延時間が完了する
までクリヤ状態に保たれる（ブロツク１３４）。
AVパルス遅延時間が終了すると、Ｒ波が生じ
たかどうかの更に別の判断がなされる（ブロツク
１３６）。Ｒ波が生じない場合には、第６Ｂ図の
ブロツク１３８で示されたように、パラメータメ
モリ５８内の心室電流のアドレスがアドレスラツ
チ５４へ書き込まれ、パラメータメモリ５８はア
ドレスラツチ５４によつてアクセスされると、オ
アゲート７４を経て心室ペーサ駆動回路６８へ心
室電流情報を与える。次いで、ブロツク１４０で
示されたように、歩調どりパルス巾のアドレスが
アドレスラツチ５４に書き込まれ、パラメータメ
モリ５８は歩調どりパルス巾をタイマ（Ａ）４８
へ送り、このタイマは“ギヤシフト”即ち“高速
クロツク”モードで作動する。
たかどうかの更に別の判断がなされる（ブロツク
１３６）。Ｒ波が生じない場合には、第６Ｂ図の
ブロツク１３８で示されたように、パラメータメ
モリ５８内の心室電流のアドレスがアドレスラツ
チ５４へ書き込まれ、パラメータメモリ５８はア
ドレスラツチ５４によつてアクセスされると、オ
アゲート７４を経て心室ペーサ駆動回路６８へ心
室電流情報を与える。次いで、ブロツク１４０で
示されたように、歩調どりパルス巾のアドレスが
アドレスラツチ５４に書き込まれ、パラメータメ
モリ５８は歩調どりパルス巾をタイマ（Ａ）４８
へ送り、このタイマは“ギヤシフト”即ち“高速
クロツク”モードで作動する。
ブロツク１４２に示されたように、出力ラツチ
５２がセツトされて、出力VP1が発生され、これ
はオアゲート７４を経て心室ペーサ駆動回路６８
へ送られ、出力ラツチ５２は、判断ブロツク１４
４で示されたようにタイマ４８の出力にTIMER
Ａ OVER信号が現われるまで、出力VP1を発生
し続けるようにセツト状態に保たれる。ブロツク
１４６においては、TIMER Ａ OVER信号が発
生されると、出力ラツチ５２がクリヤされ、従つ
て出力VP1は心室ペーサ駆動回路６８にもはや与
えられない。次いで、ブロツク１４８へと進み、
ヒステリシスとして許容できる適当な歩調どり間
隔を選択するように“歩調どり鼓動”フラグがセ
ツトされる。ヒステリシスは、心臓からの手前の
鼓動が自発的に生じたものか歩調どりによつて生
じたものかに基いた歩調どり速度の変化に関係す
るものである。従つて、心臓からの手前の鼓動が
歩調どりによつて生じたものである時には、“歩
調どり鼓動”フラグ（前記したように、予め指定
されたメモリ位置か又は出力ラツチ５２の１ビツ
ト位置）がセツトされる。このようにして、植え
込み式の心臓刺激装置は心臓からの手前の鼓動が
自発的に生じたものか歩調どりによつて生じたも
のかを覚えておいて、ヒステリシスを許容するこ
とができる。
５２がセツトされて、出力VP1が発生され、これ
はオアゲート７４を経て心室ペーサ駆動回路６８
へ送られ、出力ラツチ５２は、判断ブロツク１４
４で示されたようにタイマ４８の出力にTIMER
Ａ OVER信号が現われるまで、出力VP1を発生
し続けるようにセツト状態に保たれる。ブロツク
１４６においては、TIMER Ａ OVER信号が発
生されると、出力ラツチ５２がクリヤされ、従つ
て出力VP1は心室ペーサ駆動回路６８にもはや与
えられない。次いで、ブロツク１４８へと進み、
ヒステリシスとして許容できる適当な歩調どり間
隔を選択するように“歩調どり鼓動”フラグがセ
ツトされる。ヒステリシスは、心臓からの手前の
鼓動が自発的に生じたものか歩調どりによつて生
じたものかに基いた歩調どり速度の変化に関係す
るものである。従つて、心臓からの手前の鼓動が
歩調どりによつて生じたものである時には、“歩
調どり鼓動”フラグ（前記したように、予め指定
されたメモリ位置か又は出力ラツチ５２の１ビツ
ト位置）がセツトされる。このようにして、植え
込み式の心臓刺激装置は心臓からの手前の鼓動が
自発的に生じたものか歩調どりによつて生じたも
のかを覚えておいて、ヒステリシスを許容するこ
とができる。
ブロツク１３６に話を戻すと、Ｒ波が生じた場
合には（判断ブロツク１３４からの“イエス”枝
路で示されたようにタイマ５０によつてTIMER
Ｂ OVERが発生されると）、たゞちにブロツク
１４８へ分岐が行なわれ、ヒステリシスとして許
容できる適当な歩調どり間隔を選択するように
“歩調どり鼓動”フラグがセツトされる。いずれ
にせよ、ブロツク１４８が実行されると、歩調ど
りルーチンの開始（ブロツク１００）への分岐が
行なわれる。
合には（判断ブロツク１３４からの“イエス”枝
路で示されたようにタイマ５０によつてTIMER
Ｂ OVERが発生されると）、たゞちにブロツク
１４８へ分岐が行なわれ、ヒステリシスとして許
容できる適当な歩調どり間隔を選択するように
“歩調どり鼓動”フラグがセツトされる。いずれ
にせよ、ブロツク１４８が実行されると、歩調ど
りルーチンの開始（ブロツク１００）への分岐が
行なわれる。
前記したように、心室細動又は不全収縮のいず
れかを指示するような幾つかの徴候、例えばＲ波
不存在、がある。これらの状態に対して保護を与
えることが所望されるので、本発明装置の１実施
例においては心室細動の感知装置が設けられる。
例えば、このような感知装置は２個のＲ波検出回
路で構成することができる。第１のＲ波検出回路
はペーサ回路の１部であるのが好ましく、有効Ｒ
波の不存在を検出すると、歩調どりスパイクを送
出して、心臓の歩調どりを行なう。
れかを指示するような幾つかの徴候、例えばＲ波
不存在、がある。これらの状態に対して保護を与
えることが所望されるので、本発明装置の１実施
例においては心室細動の感知装置が設けられる。
例えば、このような感知装置は２個のＲ波検出回
路で構成することができる。第１のＲ波検出回路
はペーサ回路の１部であるのが好ましく、有効Ｒ
波の不存在を検出すると、歩調どりスパイクを送
出して、心臓の歩調どりを行なう。
従つて、不全収縮の場合は、心臓がこれに応答
して歩調どりされ、歩調どり刺激に応じて有効Ｒ
波（強制されたＲ波）を発生する。これらのＲ波
は第２のＲ波検出回路（感知装置の）によつて感
知され、この第２のＲ波検出回路はその後除細動
副装置を制御する。従つて、心室細動の場合は、
第１のＲ波検出回路と一般の歩調どり回路との作
動により歩調どりスパイクが発生されるが、心室
細動状態のために心臓はこの歩調どり刺激に応答
することができない。結局のところ、第２のＲ波
検出回路が有効な強制Ｒ波の不存在に注目して、
この状態を心室細動と診断する。
して歩調どりされ、歩調どり刺激に応じて有効Ｒ
波（強制されたＲ波）を発生する。これらのＲ波
は第２のＲ波検出回路（感知装置の）によつて感
知され、この第２のＲ波検出回路はその後除細動
副装置を制御する。従つて、心室細動の場合は、
第１のＲ波検出回路と一般の歩調どり回路との作
動により歩調どりスパイクが発生されるが、心室
細動状態のために心臓はこの歩調どり刺激に応答
することができない。結局のところ、第２のＲ波
検出回路が有効な強制Ｒ波の不存在に注目して、
この状態を心室細動と診断する。
このような実施例では、第２のＲ波検出回路か
らの適当な個数のスパイクを用いて除細動シヨツ
クの放出時期を決定することができる。例えば、
各スパイクが１秒間隔であると仮定すれば、例え
ば20秒に相当する第20番目のスパイクの後にこの
ようなシヨツクを与えることができる。
らの適当な個数のスパイクを用いて除細動シヨツ
クの放出時期を決定することができる。例えば、
各スパイクが１秒間隔であると仮定すれば、例え
ば20秒に相当する第20番目のスパイクの後にこの
ようなシヨツクを与えることができる。
このような構成においては、第２のＲ波検出回
路は最初の歩調どりユニツトの歩調どりスパイク
に応答しないようにされねばならないことに注意
されたい。これは、適当な向きに配置されたダイ
オードを用いて、歩調どりユニツト（第１のＲ波
検出回路と共に作動する）の歩調どりスパイクが
感知装置の第２部分即ち第２のＲ波検出回路へ入
らないようにすることによつて達成することがで
きる。然し乍ら、このようにすると、信号の半分
が切り取られてしまい、幾つかのリズムが主とし
て単相性の複合波をもつという問題を招く。
路は最初の歩調どりユニツトの歩調どりスパイク
に応答しないようにされねばならないことに注意
されたい。これは、適当な向きに配置されたダイ
オードを用いて、歩調どりユニツト（第１のＲ波
検出回路と共に作動する）の歩調どりスパイクが
感知装置の第２部分即ち第２のＲ波検出回路へ入
らないようにすることによつて達成することがで
きる。然し乍ら、このようにすると、信号の半分
が切り取られてしまい、幾つかのリズムが主とし
て単相性の複合波をもつという問題を招く。
この点については、歩調どりスパイクが第２の
Ｒ波検出回路へ入るのを防止するように低域フイ
ルタによつて歩調どりスパイクをフイルタ除去で
きることが考えられる。或いは又、第２のＲ波検
出回路の増巾器の入力を歩調どりスパイクの形成
中に短絡することによつてこのスパイクから第２
のＲ波検出回路の増巾器を保護するようにしても
よい。実際には、スパイクが存在しない時間中だ
け第２のＲ波検出回路が監視を行なうように、ス
パイク自体を用いて増巾器入力の短絡を指示する
ことができる。
Ｒ波検出回路へ入るのを防止するように低域フイ
ルタによつて歩調どりスパイクをフイルタ除去で
きることが考えられる。或いは又、第２のＲ波検
出回路の増巾器の入力を歩調どりスパイクの形成
中に短絡することによつてこのスパイクから第２
のＲ波検出回路の増巾器を保護するようにしても
よい。実際には、スパイクが存在しない時間中だ
け第２のＲ波検出回路が監視を行なうように、ス
パイク自体を用いて増巾器入力の短絡を指示する
ことができる。
要約すれば、３つの主たる可能性即ち状態の中
で、鼓動が正常の場合は第１及び第２のＲ波検出
回路は両方とも平静な状態に保たれる。不全収縮
の場合は第１のＲ波検出回路がＲ波の不存在を認
知し、ペーサ回路がスパイクを発生し、歩調どり
されたQRS群を発生させる。歩調どりがうまく
いつた場合には第２のＲ波検出回路が有効な強制
Ｒ波を認知し、それ以上の作用を阻止する。然し
乍ら、歩調どりがうまくいかなかつた場合には、
歩調どりスパイクによつて有効な強制Ｒ波が発生
されず（心室細動を指示する）、この状態は第２
のＲ波検出回路によつて感知される。その結果、
第２のＲ波検出回路は除細動回路を働かせ、前記
したようにその後の除細動シヨツクを制御するよ
うに第２のＲ波検出回路が用いられる。
で、鼓動が正常の場合は第１及び第２のＲ波検出
回路は両方とも平静な状態に保たれる。不全収縮
の場合は第１のＲ波検出回路がＲ波の不存在を認
知し、ペーサ回路がスパイクを発生し、歩調どり
されたQRS群を発生させる。歩調どりがうまく
いつた場合には第２のＲ波検出回路が有効な強制
Ｒ波を認知し、それ以上の作用を阻止する。然し
乍ら、歩調どりがうまくいかなかつた場合には、
歩調どりスパイクによつて有効な強制Ｒ波が発生
されず（心室細動を指示する）、この状態は第２
のＲ波検出回路によつて感知される。その結果、
第２のＲ波検出回路は除細動回路を働かせ、前記
したようにその後の除細動シヨツクを制御するよ
うに第２のＲ波検出回路が用いられる。
上記した本発明の実施例は単に本発明を説明す
るものに過ぎず、請求の範囲から逸脱せずにその
他の変更や応用がなされ得ることが明らかであろ
う。
るものに過ぎず、請求の範囲から逸脱せずにその
他の変更や応用がなされ得ることが明らかであろ
う。
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US21527581A | 1981-02-18 | 1981-02-18 | |
| US243801NLDK | 1981-03-16 | ||
| US215275NLDK | 1981-03-16 | ||
| US06243801 US4407288B1 (en) | 1981-02-18 | 1981-03-16 | Implantable heart stimulator and stimulation method |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS58500275A JPS58500275A (ja) | 1983-02-24 |
| JPS6254512B2 true JPS6254512B2 (ja) | 1987-11-16 |
Family
ID=26909885
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57501100A Granted JPS58500275A (ja) | 1981-02-18 | 1982-02-18 | 植え込み式の心臓刺激装置 |
Country Status (9)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4407288B1 (ja) |
| JP (1) | JPS58500275A (ja) |
| AU (1) | AU561733B2 (ja) |
| CA (1) | CA1189149A (ja) |
| DE (1) | DE3233718T1 (ja) |
| FR (1) | FR2499860B1 (ja) |
| GB (1) | GB2110540B (ja) |
| NL (1) | NL8220090A (ja) |
| WO (1) | WO1982002836A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02142906U (ja) * | 1989-04-28 | 1990-12-04 |
Families Citing this family (243)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4614192A (en) * | 1982-04-21 | 1986-09-30 | Mieczyslaw Mirowski | Implantable cardiac defibrillator employing bipolar sensing and telemetry means |
| US4625730A (en) * | 1985-04-09 | 1986-12-02 | The Johns Hopkins University | Patient ECG recording control for an automatic implantable defibrillator |
| US4705043A (en) * | 1985-07-05 | 1987-11-10 | Mieczslaw Mirowski | Electrophysiology study system using implantable cardioverter/pacer |
| GB8526417D0 (en) * | 1985-10-25 | 1985-11-27 | Davies D W | Recognition of ventricular tachycardia |
| US4662377A (en) * | 1985-11-07 | 1987-05-05 | Mieczyslaw Mirowski | Cardioverting method and apparatus utilizing catheter and patch electrodes |
| DE3786712D1 (de) * | 1986-06-16 | 1993-09-02 | Siemens Ag | Sensoranordnung zur regelung implantierbarer koerperersatzteile. |
| US4735206A (en) * | 1986-07-28 | 1988-04-05 | Brunswick Manufacturing Co., Inc. | Method and apparatus for defibrillating and pacing the heart |
| US4819643A (en) * | 1986-11-18 | 1989-04-11 | Mieczyslaw Mirowski | Method and apparatus for cardioverter/pacer featuring a blanked pacing channel and a rate detect channel with AGC |
| US4785812A (en) * | 1986-11-26 | 1988-11-22 | First Medical Devices Corporation | Protection system for preventing defibrillation with incorrect or improperly connected electrodes |
| US4817608A (en) * | 1987-05-29 | 1989-04-04 | Mieczyslaw Mirowski | Cardioverting transvenous catheter/patch electrode system and method for its use |
| US4895151A (en) * | 1987-07-20 | 1990-01-23 | Telectronics N.V. | Apparatus and method for therapy adjustment in implantable |
| US5191884A (en) * | 1987-09-02 | 1993-03-09 | Telectronics N.V. | Reconfirmation prior to shock for implantable defibrillation |
| US4774950A (en) * | 1987-10-06 | 1988-10-04 | Leonard Bloom | Hemodynamically responsive system for and method of treating a malfunctioning heart |
| US4984572A (en) * | 1988-08-18 | 1991-01-15 | Leonard Bloom | Hemodynamically responsive system for and method of treating a malfunctioning heart |
| US4945477A (en) * | 1987-10-22 | 1990-07-31 | First Medic | Medical information system |
| US6324426B1 (en) * | 1988-04-28 | 2001-11-27 | Medtronic, Inc. | Power consumption reduction in medical devices employing multiple supply voltages and clock frequency control |
| GB8825800D0 (en) * | 1988-11-04 | 1988-12-07 | Baker J | Cardiac device |
| US4922930A (en) * | 1989-04-11 | 1990-05-08 | Intermedics, Inc. | Implantable device with circadian rhythm adjustment |
| US4989602A (en) * | 1989-04-12 | 1991-02-05 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Programmable automatic implantable cardioverter/defibrillator and pacemaker system |
| US5014701A (en) * | 1989-05-19 | 1991-05-14 | Ventritex, Inc. | Implantable cardiac defibrillator employing a digital waveform analyzer system |
| US5007422A (en) * | 1989-06-06 | 1991-04-16 | Ventritex, Inc. | Method for combiner cardiac pacing and defibrillation |
| US5022395A (en) * | 1989-07-07 | 1991-06-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable cardiac device with dual clock control of microprocessor |
| EP0416138A1 (de) * | 1989-08-28 | 1991-03-13 | Siemens-Elema AB | Mit dem Körper eines Lebewesens zur Stimulation und/oder Überwachung einer physiologischen Funktion zusammenwirkendes medizinisches Gerät |
| US5083563A (en) * | 1990-02-16 | 1992-01-28 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Implantable automatic and haemodynamically responsive cardioverting/defibrillating pacemaker |
| US6941481B2 (en) * | 1990-03-23 | 2005-09-06 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Data processing apparatus |
| US5097830A (en) * | 1990-03-30 | 1992-03-24 | Laerdal Manufacturing Corporation | Defibrillator with reliability verification |
| US5054485A (en) * | 1990-06-01 | 1991-10-08 | Leonard Bloom | Hemodynamically responsive system for and method of treating a malfunctioning heart |
| US5085213A (en) * | 1990-06-01 | 1992-02-04 | Leonard Bloom | Hemodynamically responsive system for and method of treating a malfunctioning heart |
| US5251626A (en) * | 1990-07-03 | 1993-10-12 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Apparatus and method for the detection and treatment of arrhythmias using a neural network |
| DE4126363B4 (de) * | 1991-08-06 | 2004-11-04 | Biotronik Gmbh & Co. Kg | Herzschrittmacher mit Mitteln zur Effektivitätserkennung |
| US5312441A (en) * | 1992-04-13 | 1994-05-17 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for discrimination of ventricular tachycardia from supraventricular tachycardia and for treatment thereof |
| US5312446A (en) * | 1992-08-26 | 1994-05-17 | Medtronic, Inc. | Compressed storage of data in cardiac pacemakers |
| US5300093A (en) * | 1992-09-14 | 1994-04-05 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Apparatus and method for measuring, formatting and transmitting combined intracardiac impedance data and electrograms |
| SE9202663D0 (sv) * | 1992-09-16 | 1992-09-16 | Siemens Elema Ab | Implanterbar hjaertdefibrillator |
| US5324309A (en) * | 1992-09-25 | 1994-06-28 | Medtronic, Inc. | Overlapping pulse cardioversion or defibrillation |
| US5282836A (en) * | 1992-10-23 | 1994-02-01 | Incontrol, Inc. | Atrial defibrillator and method for providing pre-cardioversion pacing |
| US5265600A (en) * | 1992-10-23 | 1993-11-30 | Incontrol, Inc. | Atrial defibrillator and method for providing post-cardioversion pacing |
| US5332400A (en) * | 1992-12-24 | 1994-07-26 | Incontrol, Inc. | Atrial defibrillator and method for providing pre-cardioversion warning |
| US5879374A (en) * | 1993-05-18 | 1999-03-09 | Heartstream, Inc. | External defibrillator with automatic self-testing prior to use |
| US5413594A (en) * | 1993-12-09 | 1995-05-09 | Ventritex, Inc. | Method and apparatus for interrogating an implanted cardiac device |
| FR2714761B1 (fr) * | 1993-12-31 | 1996-03-15 | Ela Medical Sa | Procédé de configuration d'un dispositif implantable actif par ajustage de paramètres. |
| US5464435A (en) * | 1994-02-03 | 1995-11-07 | Medtronic, Inc. | Parallel processors in implantable medical device |
| DE69509650T2 (de) * | 1994-04-21 | 1999-12-30 | Medtronic Inc | Behandlung atrialer fibrillationen |
| US5562708A (en) * | 1994-04-21 | 1996-10-08 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for treatment of atrial fibrillation |
| US5713924A (en) * | 1995-06-27 | 1998-02-03 | Medtronic, Inc. | Defibrillation threshold reduction system |
| US5562595A (en) * | 1995-08-17 | 1996-10-08 | Medtronic, Inc. | Multiple therapy cardiac assist device having battery voltage safety monitor |
| US5609615A (en) * | 1995-09-22 | 1997-03-11 | Intermedics, Inc. | Implantable cardiac stimulation device with warning system and conductive suture point |
| US8825152B2 (en) | 1996-01-08 | 2014-09-02 | Impulse Dynamics, N.V. | Modulation of intracellular calcium concentration using non-excitatory electrical signals applied to the tissue |
| US9289618B1 (en) | 1996-01-08 | 2016-03-22 | Impulse Dynamics Nv | Electrical muscle controller |
| AU724404B2 (en) | 1996-01-08 | 2000-09-21 | Impulse Dynamics N.V. | Electrical muscle controller |
| IL125424A0 (en) | 1998-07-20 | 1999-03-12 | New Technologies Sa Ysy Ltd | Pacing with hemodynamic enhancement |
| US8321013B2 (en) | 1996-01-08 | 2012-11-27 | Impulse Dynamics, N.V. | Electrical muscle controller and pacing with hemodynamic enhancement |
| US7167748B2 (en) | 1996-01-08 | 2007-01-23 | Impulse Dynamics Nv | Electrical muscle controller |
| US9713723B2 (en) | 1996-01-11 | 2017-07-25 | Impulse Dynamics Nv | Signal delivery through the right ventricular septum |
| US6415178B1 (en) * | 1996-09-16 | 2002-07-02 | Impulse Dynamics N.V. | Fencing of cardiac muscles |
| US6496715B1 (en) | 1996-07-11 | 2002-12-17 | Medtronic, Inc. | System and method for non-invasive determination of optimal orientation of an implantable sensing device |
| DE69734599T2 (de) | 1996-07-11 | 2007-02-08 | Medtronic, Inc., Minneapolis | Minimalinvasive implantierbare vorrichtung zur überwachung physiologischer vorgänge |
| US7908003B1 (en) | 1996-08-19 | 2011-03-15 | Mr3 Medical Llc | System and method for treating ischemia by improving cardiac efficiency |
| US7840264B1 (en) | 1996-08-19 | 2010-11-23 | Mr3 Medical, Llc | System and method for breaking reentry circuits by cooling cardiac tissue |
| US6128529A (en) * | 1997-01-29 | 2000-10-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Device and method providing pacing and anti-tachyarrhythmia therapies |
| US5899925A (en) * | 1997-08-07 | 1999-05-04 | Heartstream, Inc. | Method and apparatus for aperiodic self-testing of a defibrillator |
| US5978713A (en) * | 1998-02-06 | 1999-11-02 | Intermedics Inc. | Implantable device with digital waveform telemetry |
| US6223080B1 (en) * | 1998-04-29 | 2001-04-24 | Medtronic, Inc. | Power consumption reduction in medical devices employing multiple digital signal processors and different supply voltages |
| US6023641A (en) * | 1998-04-29 | 2000-02-08 | Medtronic, Inc. | Power consumption reduction in medical devices employing multiple digital signal processors |
| US8465425B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-06-18 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8346337B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-01-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US9066695B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-06-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8480580B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-07-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US6175752B1 (en) | 1998-04-30 | 2001-01-16 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US6949816B2 (en) | 2003-04-21 | 2005-09-27 | Motorola, Inc. | Semiconductor component having first surface area for electrically coupling to a semiconductor chip and second surface area for electrically coupling to a substrate, and method of manufacturing same |
| US8974386B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-03-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8688188B2 (en) | 1998-04-30 | 2014-04-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US6501990B1 (en) | 1999-12-23 | 2002-12-31 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Extendable and retractable lead having a snap-fit terminal connector |
| US6463334B1 (en) | 1998-11-02 | 2002-10-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Extendable and retractable lead |
| EP1105188B1 (en) | 1998-08-17 | 2005-05-25 | Medtronic, Inc. | apparatus for prevention of atrial tachyarrhythmias |
| IL127481A (en) * | 1998-10-06 | 2004-05-12 | Bio Control Medical Ltd | Urine excretion prevention device |
| US6078837A (en) * | 1999-01-27 | 2000-06-20 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for treatment of fibrillation |
| ES2338405T3 (es) | 1999-02-04 | 2010-05-07 | Pluristem Ltd. | Metodo y aparato para mantenimiento y expasion de celulas madre hemopoyeticas y/o celulas progenitoras. |
| US8666495B2 (en) | 1999-03-05 | 2014-03-04 | Metacure Limited | Gastrointestinal methods and apparatus for use in treating disorders and controlling blood sugar |
| US8700161B2 (en) | 1999-03-05 | 2014-04-15 | Metacure Limited | Blood glucose level control |
| US8346363B2 (en) | 1999-03-05 | 2013-01-01 | Metacure Limited | Blood glucose level control |
| US8019421B2 (en) | 1999-03-05 | 2011-09-13 | Metacure Limited | Blood glucose level control |
| US9101765B2 (en) | 1999-03-05 | 2015-08-11 | Metacure Limited | Non-immediate effects of therapy |
| US6223078B1 (en) * | 1999-03-12 | 2001-04-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Discrimination of supraventricular tachycardia and ventricular tachycardia events |
| US6312388B1 (en) | 1999-03-12 | 2001-11-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and system for verifying the integrity of normal sinus rhythm templates |
| US6167308A (en) * | 1999-04-09 | 2000-12-26 | Medtronic, Inc. | Closed loop ATP |
| AUPQ113799A0 (en) * | 1999-06-22 | 1999-07-15 | University Of Queensland, The | A method and device for measuring lymphoedema |
| US6347245B1 (en) * | 1999-07-14 | 2002-02-12 | Medtronic, Inc. | Medical device ECG marker for use in compressed data system |
| US6236882B1 (en) | 1999-07-14 | 2001-05-22 | Medtronic, Inc. | Noise rejection for monitoring ECG's |
| US6449503B1 (en) | 1999-07-14 | 2002-09-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Classification of supraventricular and ventricular cardiac rhythms using cross channel timing algorithm |
| US6289248B1 (en) | 1999-08-20 | 2001-09-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for detecting and displaying parameter interactions |
| US6718198B2 (en) * | 1999-08-24 | 2004-04-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Arrhythmia display |
| US6321117B1 (en) | 1999-08-20 | 2001-11-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Change log for implantable medical device |
| US6535763B1 (en) | 1999-08-22 | 2003-03-18 | Cardia Pacemakers, Inc. | Event marker alignment by inclusion of event marker transmission latency in the real-time data stream |
| US6427084B2 (en) * | 1999-08-23 | 2002-07-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multi-site hybrid hardware-based cardiac pacemaker |
| US6993385B1 (en) | 1999-10-25 | 2006-01-31 | Impulse Dynamics N.V. | Cardiac contractility modulation device having anti-arrhythmic capabilities and a method of operating thereof |
| WO2001030445A1 (en) | 1999-10-25 | 2001-05-03 | Impulse Dynamics N.V. | Cardiac contractility modulation device having anti-arrhythmic capabilities and a method of operating thereof |
| US7027863B1 (en) | 1999-10-25 | 2006-04-11 | Impulse Dynamics N.V. | Device for cardiac therapy |
| US6442426B1 (en) * | 1999-12-01 | 2002-08-27 | Pacesetter, Inc. | Implantable ventricular cadioverter-defibrillator employing atrial pacing for preventing a trial fibrillation form ventricular cardioversion and defibrillation shocks |
| US6385485B1 (en) * | 1999-12-20 | 2002-05-07 | Ela Medical S.A. | Continuously monitoring cardiac events in an active implantable medical device |
| US6699200B2 (en) | 2000-03-01 | 2004-03-02 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device with multi-vector sensing electrodes |
| US7066910B2 (en) | 2000-04-27 | 2006-06-27 | Medtronic, Inc. | Patient directed therapy management |
| US7082333B1 (en) * | 2000-04-27 | 2006-07-25 | Medtronic, Inc. | Patient directed therapy management |
| US6847842B1 (en) | 2000-05-15 | 2005-01-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for reducing early recurrence of atrial fibrillation with defibrillation shock therapy |
| US6988003B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-01-17 | Cameron Health, Inc. | Implantable cardioverter-defibrillator having two spaced apart shocking electrodes on housing |
| US7194309B2 (en) * | 2000-09-18 | 2007-03-20 | Cameron Health, Inc. | Packaging technology for non-transvenous cardioverter/defibrillator devices |
| US6834204B2 (en) | 2001-11-05 | 2004-12-21 | Cameron Health, Inc. | Method and apparatus for inducing defibrillation in a patient using a T-shock waveform |
| US7092754B2 (en) * | 2000-09-18 | 2006-08-15 | Cameron Health, Inc. | Monophasic waveform for anti-bradycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator |
| US7146212B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-12-05 | Cameron Health, Inc. | Anti-bradycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator |
| US20020107544A1 (en) * | 2000-09-18 | 2002-08-08 | Cameron Health, Inc. | Current waveform for anti-bradycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator |
| US6952608B2 (en) * | 2001-11-05 | 2005-10-04 | Cameron Health, Inc. | Defibrillation pacing circuitry |
| US6866044B2 (en) | 2000-09-18 | 2005-03-15 | Cameron Health, Inc. | Method of insertion and implantation of implantable cardioverter-defibrillator canisters |
| US6856835B2 (en) * | 2000-09-18 | 2005-02-15 | Cameron Health, Inc. | Biphasic waveform for anti-tachycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator |
| US7069080B2 (en) * | 2000-09-18 | 2006-06-27 | Cameron Health, Inc. | Active housing and subcutaneous electrode cardioversion/defibrillating system |
| US7149575B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-12-12 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous cardiac stimulator device having an anteriorly positioned electrode |
| US6721597B1 (en) * | 2000-09-18 | 2004-04-13 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous only implantable cardioverter defibrillator and optional pacer |
| US20020035378A1 (en) | 2000-09-18 | 2002-03-21 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous electrode for transthoracic conduction with highly maneuverable insertion tool |
| US7194302B2 (en) * | 2000-09-18 | 2007-03-20 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous cardiac stimulator with small contact surface electrodes |
| US20020035379A1 (en) | 2000-09-18 | 2002-03-21 | Bardy Gust H. | Subcutaneous electrode for transthoracic conduction with improved installation characteristics |
| US6788974B2 (en) | 2000-09-18 | 2004-09-07 | Cameron Health, Inc. | Radian curve shaped implantable cardioverter-defibrillator canister |
| US6927721B2 (en) * | 2001-11-05 | 2005-08-09 | Cameron Health, Inc. | Low power A/D converter |
| US6865417B2 (en) | 2001-11-05 | 2005-03-08 | Cameron Health, Inc. | H-bridge with sensing circuit |
| US6950705B2 (en) | 2000-09-18 | 2005-09-27 | Cameron Health, Inc. | Canister designs for implantable cardioverter-defibrillators |
| US7120495B2 (en) * | 2000-09-18 | 2006-10-10 | Cameron Health, Inc. | Flexible subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator |
| US6952610B2 (en) * | 2000-09-18 | 2005-10-04 | Cameron Health, Inc. | Current waveforms for anti-tachycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter- defibrillator |
| US6754528B2 (en) | 2001-11-21 | 2004-06-22 | Cameraon Health, Inc. | Apparatus and method of arrhythmia detection in a subcutaneous implantable cardioverter/defibrillator |
| US7751885B2 (en) * | 2000-09-18 | 2010-07-06 | Cameron Health, Inc. | Bradycardia pacing in a subcutaneous device |
| US20020035381A1 (en) | 2000-09-18 | 2002-03-21 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous electrode with improved contact shape for transthoracic conduction |
| US7043299B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-05-09 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator employing a telescoping lead |
| US6647292B1 (en) | 2000-09-18 | 2003-11-11 | Cameron Health | Unitary subcutaneous only implantable cardioverter-defibrillator and optional pacer |
| US7090682B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-08-15 | Cameron Health, Inc. | Method and apparatus for extraction of a subcutaneous electrode |
| US6937907B2 (en) * | 2000-09-18 | 2005-08-30 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous electrode for transthoracic conduction with low-profile installation appendage and method of doing same |
| US6778860B2 (en) | 2001-11-05 | 2004-08-17 | Cameron Health, Inc. | Switched capacitor defibrillation circuit |
| US6954670B2 (en) * | 2001-11-05 | 2005-10-11 | Cameron Health, Inc. | Simplified defibrillator output circuit |
| US20020035377A1 (en) | 2000-09-18 | 2002-03-21 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous electrode for transthoracic conduction with insertion tool |
| US7039465B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-05-02 | Cameron Health, Inc. | Ceramics and/or other material insulated shell for active and non-active S-ICD can |
| US7065407B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-06-20 | Cameron Health, Inc. | Duckbill-shaped implantable cardioverter-defibrillator canister and method of use |
| US7076296B2 (en) * | 2000-09-18 | 2006-07-11 | Cameron Health, Inc. | Method of supplying energy to subcutaneous cardioverter-defibrillator and pacer |
| CA2428873C (en) * | 2000-11-22 | 2013-05-14 | Medtronic, Inc. | Apparatus for detecting and treating ventricular arrhythmia |
| EP1341439B1 (en) * | 2000-12-01 | 2004-10-20 | Medtronic, Inc. | Apparatus for measurement of mean pulmonary artery pressure from a ventricle in an ambulatory monitor |
| US6665558B2 (en) | 2000-12-15 | 2003-12-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for correlation of patient health information and implant device data |
| US8548576B2 (en) | 2000-12-15 | 2013-10-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for correlation of patient health information and implant device data |
| US6560471B1 (en) | 2001-01-02 | 2003-05-06 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US7041468B2 (en) | 2001-04-02 | 2006-05-09 | Therasense, Inc. | Blood glucose tracking apparatus and methods |
| US6546288B1 (en) | 2001-06-18 | 2003-04-08 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation system with high threshold response and patient notification method |
| US6718204B2 (en) * | 2001-07-30 | 2004-04-06 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus to control delivery of high-voltage and anti-tachy pacing therapy in an implantable medical device |
| US7392085B2 (en) | 2001-11-21 | 2008-06-24 | Cameron Health, Inc. | Multiple electrode vectors for implantable cardiac treatment devices |
| US7330757B2 (en) | 2001-11-21 | 2008-02-12 | Cameron Health, Inc. | Method for discriminating between ventricular and supraventricular arrhythmias |
| US7248921B2 (en) | 2003-06-02 | 2007-07-24 | Cameron Health, Inc. | Method and devices for performing cardiac waveform appraisal |
| US7096068B2 (en) * | 2002-01-17 | 2006-08-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | User-attachable or detachable telemetry module for medical devices |
| US6892094B2 (en) * | 2002-04-30 | 2005-05-10 | Medtronic, Inc. | Combined anti-tachycardia pacing (ATP) and high voltage therapy for treating ventricular arrhythmias |
| US7027858B2 (en) | 2002-09-11 | 2006-04-11 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for cardiac R-wave sensing in a subcutaneous ECG waveform |
| US7062329B2 (en) * | 2002-10-04 | 2006-06-13 | Cameron Health, Inc. | Implantable cardiac system with a selectable active housing |
| US7031764B2 (en) * | 2002-11-08 | 2006-04-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management systems and methods using multiple morphology templates for discriminating between rhythms |
| US7149577B2 (en) * | 2002-12-02 | 2006-12-12 | Medtronic, Inc. | Apparatus and method using ATP return cycle length for arrhythmia discrimination |
| US7191006B2 (en) | 2002-12-05 | 2007-03-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management systems and methods for rule-illustrative parameter entry |
| US20050027317A1 (en) * | 2003-01-27 | 2005-02-03 | Langer Alois A. | Defibrillation system for non-medical environments |
| CN101261561A (zh) | 2003-02-10 | 2008-09-10 | N-特莱格有限公司 | 数字化器的触摸检测 |
| US9931503B2 (en) | 2003-03-10 | 2018-04-03 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
| JP2006519663A (ja) | 2003-03-10 | 2006-08-31 | インパルス ダイナミックス エヌヴイ | 心臓組織内の遺伝子発現を調節するための電気信号を送出する装置及び方法 |
| US11439815B2 (en) | 2003-03-10 | 2022-09-13 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
| US7181273B2 (en) * | 2003-04-18 | 2007-02-20 | Medtronic, Inc. | Tachycardia synchronization delays |
| US7751892B2 (en) | 2003-05-07 | 2010-07-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device programming apparatus having a graphical user interface |
| US8792985B2 (en) | 2003-07-21 | 2014-07-29 | Metacure Limited | Gastrointestinal methods and apparatus for use in treating disorders and controlling blood sugar |
| US7286872B2 (en) * | 2003-10-07 | 2007-10-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for managing data from multiple sensing channels |
| US7239915B2 (en) * | 2003-12-16 | 2007-07-03 | Medtronic, Inc. | Hemodynamic optimization system for biventricular implants |
| US7471980B2 (en) * | 2003-12-22 | 2008-12-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Synchronizing continuous signals and discrete events for an implantable medical device |
| US11779768B2 (en) | 2004-03-10 | 2023-10-10 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
| US8352031B2 (en) | 2004-03-10 | 2013-01-08 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
| US7151962B2 (en) * | 2004-04-29 | 2006-12-19 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus to control delivery of high-voltage and anti-tachy pacing therapy in an implantable medical device |
| US7184831B2 (en) * | 2004-04-29 | 2007-02-27 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus to control delivery of high-voltage and anti-tachy pacing therapy in an implantable medical device |
| US7317942B2 (en) * | 2004-05-05 | 2008-01-08 | Medtronic, Inc. | Dynamic discrimination utilizing anti-tachy pacing therapy in an implantable medical device |
| US8744564B2 (en) | 2004-06-18 | 2014-06-03 | Impedimed Limited | Oedema detection |
| US7167755B2 (en) | 2004-10-05 | 2007-01-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Adaptive software configuration for a medical device |
| CA2528303A1 (en) * | 2004-11-26 | 2006-05-26 | Z-Tech (Canada) Inc. | Weighted gradient method and system for diagnosing disease |
| US7376458B2 (en) | 2004-11-29 | 2008-05-20 | Cameron Health, Inc. | Method for defining signal templates in implantable cardiac devices |
| US7477935B2 (en) | 2004-11-29 | 2009-01-13 | Cameron Health, Inc. | Method and apparatus for beat alignment and comparison |
| US7655014B2 (en) | 2004-12-06 | 2010-02-02 | Cameron Health, Inc. | Apparatus and method for subcutaneous electrode insertion |
| US8229563B2 (en) | 2005-01-25 | 2012-07-24 | Cameron Health, Inc. | Devices for adapting charge initiation for an implantable cardioverter-defibrillator |
| US8160697B2 (en) | 2005-01-25 | 2012-04-17 | Cameron Health, Inc. | Method for adapting charge initiation for an implantable cardioverter-defibrillator |
| US9821158B2 (en) | 2005-02-17 | 2017-11-21 | Metacure Limited | Non-immediate effects of therapy |
| US8244371B2 (en) | 2005-03-18 | 2012-08-14 | Metacure Limited | Pancreas lead |
| US7555338B2 (en) | 2005-04-26 | 2009-06-30 | Cameron Health, Inc. | Methods and implantable devices for inducing fibrillation by alternating constant current |
| US7769447B2 (en) * | 2005-04-28 | 2010-08-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac pacemaker with table-based pacing mode implementation |
| US7751884B2 (en) * | 2005-04-28 | 2010-07-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Flexible neural stimulation engine |
| EP1898991B1 (en) | 2005-05-04 | 2016-06-29 | Impulse Dynamics NV | Protein activity modification |
| US7472301B2 (en) * | 2005-05-27 | 2008-12-30 | Codman Neuro Sciences Sárl | Circuitry for optimization of power consumption in a system employing multiple electronic components, one of which is always powered on |
| JP2008544777A (ja) | 2005-07-01 | 2008-12-11 | インぺディメッド リミテッド | 監視システム |
| EP2460468A1 (en) * | 2005-07-01 | 2012-06-06 | Impedimed Limited | Monitoring system |
| EP1912563B1 (en) | 2005-08-02 | 2016-04-20 | Impedimed Limited | Impedance parameter values |
| US8116867B2 (en) | 2005-08-04 | 2012-02-14 | Cameron Health, Inc. | Methods and devices for tachyarrhythmia sensing and high-pass filter bypass |
| WO2007041783A1 (en) | 2005-10-11 | 2007-04-19 | Impedance Cardiology Systems, Inc. | Hydration status monitoring |
| WO2007043903A1 (en) * | 2005-10-14 | 2007-04-19 | Medicalgorithmics Sp. Z O.O. | Method, device and system for lead-limited electrocardiography (ecg) signal analysis |
| US8818496B2 (en) | 2005-10-14 | 2014-08-26 | Medicalgorithmics Ltd. | Systems for safe and remote outpatient ECG monitoring |
| US8046060B2 (en) * | 2005-11-14 | 2011-10-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Differentiating arrhythmic events having different origins |
| US20070179538A1 (en) * | 2006-01-30 | 2007-08-02 | Deno D C | Implantable subcutaneous medical device providing post-extra-systolic potentiation therapy |
| US7613672B2 (en) | 2006-04-27 | 2009-11-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Medical device user interface automatically resolving interaction between programmable parameters |
| US8099164B2 (en) * | 2006-04-28 | 2012-01-17 | Medtronic, Inc. | Selectively implementable digital signal processing circuit for an implantable medical device |
| US7552854B2 (en) * | 2006-05-19 | 2009-06-30 | Applied Medical Resources Corporation | Surgical stapler with firing lock mechanism |
| US8788023B2 (en) | 2006-05-26 | 2014-07-22 | Cameron Health, Inc. | Systems and methods for sensing vector selection in an implantable medical device |
| US7783340B2 (en) * | 2007-01-16 | 2010-08-24 | Cameron Health, Inc. | Systems and methods for sensing vector selection in an implantable medical device using a polynomial approach |
| US7623909B2 (en) | 2006-05-26 | 2009-11-24 | Cameron Health, Inc. | Implantable medical devices and programmers adapted for sensing vector selection |
| US8200341B2 (en) | 2007-02-07 | 2012-06-12 | Cameron Health, Inc. | Sensing vector selection in a cardiac stimulus device with postural assessment |
| CA2653406C (en) * | 2006-05-30 | 2015-03-17 | The University Of Queensland | Impedance measurements |
| US7920907B2 (en) | 2006-06-07 | 2011-04-05 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and method |
| US8718793B2 (en) | 2006-08-01 | 2014-05-06 | Cameron Health, Inc. | Electrode insertion tools, lead assemblies, kits and methods for placement of cardiac device electrodes |
| US7623913B2 (en) | 2006-08-01 | 2009-11-24 | Cameron Health, Inc. | Implantable medical devices using heuristic filtering in cardiac event detection |
| US7877139B2 (en) | 2006-09-22 | 2011-01-25 | Cameron Health, Inc. | Method and device for implantable cardiac stimulus device lead impedance measurement |
| US8014851B2 (en) | 2006-09-26 | 2011-09-06 | Cameron Health, Inc. | Signal analysis in implantable cardiac treatment devices |
| US9504406B2 (en) * | 2006-11-30 | 2016-11-29 | Impedimed Limited | Measurement apparatus |
| US7765002B2 (en) * | 2006-12-08 | 2010-07-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Rate aberrant beat selection and template formation |
| US7623916B2 (en) * | 2006-12-20 | 2009-11-24 | Cameron Health, Inc. | Implantable cardiac stimulus devices and methods with input recharge circuitry |
| JP5400618B2 (ja) | 2007-01-15 | 2014-01-29 | インぺディメッド リミテッド | モニタリングシステム |
| US8487686B2 (en) | 2007-03-30 | 2013-07-16 | Impedimed Limited | Active guarding for reduction of resistive and capacitive signal loading with adjustable control of compensation level |
| AU2008241356B2 (en) * | 2007-04-20 | 2013-10-03 | Impedimed Limited | Monitoring system and probe |
| AU2008286194B2 (en) * | 2007-08-09 | 2014-05-15 | Impedimed Limited | Impedance measurement process |
| CA2704061C (en) | 2007-11-05 | 2017-06-20 | Impedimed Limited | Impedance determination |
| US8494630B2 (en) | 2008-01-18 | 2013-07-23 | Cameron Health, Inc. | Data manipulation following delivery of a cardiac stimulus in an implantable cardiac stimulus device |
| AU2008207672B2 (en) | 2008-02-15 | 2013-10-31 | Impedimed Limited | Impedance Analysis |
| ES2525691T3 (es) | 2008-03-07 | 2014-12-29 | Cameron Health, Inc. | Dispositivos para clasificar con precisión la actividad cardíaca |
| CA2717442C (en) | 2008-03-07 | 2017-11-07 | Cameron Health, Inc. | Accurate cardiac event detection in an implantable cardiac stimulus device |
| ES2386623T3 (es) | 2008-05-07 | 2012-08-23 | Cameron Health, Inc. | Dispositivos para clasificar de modo preciso la actividad cardiaca |
| JP5616900B2 (ja) | 2008-11-28 | 2014-10-29 | インぺディメッド リミテッドＩｍｐｅｄｉｍｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄ | インピーダンス測定処理 |
| US8712523B2 (en) | 2008-12-12 | 2014-04-29 | Cameron Health Inc. | Implantable defibrillator systems and methods with mitigations for saturation avoidance and accommodation |
| CN102596310B (zh) | 2009-06-29 | 2015-02-25 | 卡梅伦保健公司 | 可植入心脏刺激设备中的可治疗心律失常的自适应确认 |
| US8483822B1 (en) | 2009-07-02 | 2013-07-09 | Galvani, Ltd. | Adaptive medium voltage therapy for cardiac arrhythmias |
| WO2011050393A1 (en) | 2009-10-26 | 2011-05-05 | Impedimed Limited | Fluid level indicator determination |
| US8265737B2 (en) * | 2009-10-27 | 2012-09-11 | Cameron Health, Inc. | Methods and devices for identifying overdetection of cardiac signals |
| US8744555B2 (en) | 2009-10-27 | 2014-06-03 | Cameron Health, Inc. | Adaptive waveform appraisal in an implantable cardiac system |
| US20110105928A1 (en) * | 2009-11-05 | 2011-05-05 | Newcardio, Inc. | ECG Reconstruction For Atrial Activity Monitoring And Detection |
| CA2778770A1 (en) | 2009-11-18 | 2011-05-26 | Chung Shing Fan | Signal distribution for patient-electrode measurements |
| US8548573B2 (en) | 2010-01-18 | 2013-10-01 | Cameron Health, Inc. | Dynamically filtered beat detection in an implantable cardiac device |
| US8934975B2 (en) | 2010-02-01 | 2015-01-13 | Metacure Limited | Gastrointestinal electrical therapy |
| US8532784B2 (en) | 2010-12-16 | 2013-09-10 | Spinal Modulation, Inc. | Direct memory access (DMA) controlled stimulation |
| US8718759B2 (en) | 2011-08-04 | 2014-05-06 | Galvani Ltd. | Multi-modal electrotherapy method and apparatus |
| JP6070828B2 (ja) * | 2012-04-27 | 2017-02-01 | ボストン サイエンティフィック ニューロモデュレイション コーポレイション | 埋込可能刺激デバイスでパルスを生成するためのタイミングチャネル回路 |
| US8750990B1 (en) | 2012-12-12 | 2014-06-10 | Galvani, Ltd. | Coordinated medium voltage therapy for improving effectiveness of defibrillation therapy |
| CN105208928B (zh) | 2013-03-11 | 2018-10-19 | 卡梅伦保健公司 | 实施心律失常检测双重标准的设备 |
| US9579065B2 (en) | 2013-03-12 | 2017-02-28 | Cameron Health Inc. | Cardiac signal vector selection with monophasic and biphasic shape consideration |
| US9713727B2 (en) | 2013-03-29 | 2017-07-25 | Galvani, Ltd. | Cardiac-safe electrotherapy method and apparatus |
| US9554714B2 (en) | 2014-08-14 | 2017-01-31 | Cameron Health Inc. | Use of detection profiles in an implantable medical device |
| US10602945B2 (en) * | 2018-03-13 | 2020-03-31 | Zoll Medical Corporation | Telemetry of wearable medical device information to secondary medical device or system |
| EP3832660A1 (en) * | 2019-12-04 | 2021-06-09 | BIOTRONIK SE & Co. KG | Leadless pacemaker and method for storing event data in a leadless pacemaker |
Family Cites Families (27)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE1282802B (de) * | 1966-02-09 | 1968-11-14 | Fritz Hellige & Co G M B H Fab | Geraet zur elektrischen Stimulierung des Herzens |
| US3703900A (en) * | 1969-12-02 | 1972-11-28 | Cardiac Resuscitator Corp | Cardiac resuscitator |
| USRE27652E (en) * | 1970-02-09 | 1973-05-29 | M Mirowski | Electronic standby defibrillator |
| US3716059A (en) * | 1970-08-24 | 1973-02-13 | Cardiac Resuscitator Corp | Cardiac resuscitator |
| US3857398A (en) * | 1971-12-13 | 1974-12-31 | L Rubin | Electrical cardiac defibrillator |
| US3805795A (en) * | 1972-03-17 | 1974-04-23 | Medtronic Inc | Automatic cardioverting circuit |
| US3952750A (en) * | 1974-04-25 | 1976-04-27 | Mieczyslaw Mirowski | Command atrial cardioverting device |
| US4316472C1 (en) * | 1974-04-25 | 2001-08-14 | Mieczyslaw Mirowski | Cardioverting device with stored energy selecting means and discharge initiating means and related method |
| US4055189A (en) * | 1975-05-19 | 1977-10-25 | Medalert Corporation | Condition monitoring pacer |
| GB1538522A (en) * | 1975-09-30 | 1979-01-17 | Mirowski M | Apparatus for detecting the state of a heart and for cardioverting a malfunctioning heart |
| US4030509A (en) * | 1975-09-30 | 1977-06-21 | Mieczyslaw Mirowski | Implantable electrodes for accomplishing ventricular defibrillation and pacing and method of electrode implantation and utilization |
| US4184493A (en) * | 1975-09-30 | 1980-01-22 | Mieczyslaw Mirowski | Circuit for monitoring a heart and for effecting cardioversion of a needy heart |
| DE2738871A1 (de) * | 1976-09-29 | 1978-03-30 | Arco Med Prod Co | Herzschrittmacher |
| US4164946A (en) * | 1977-05-27 | 1979-08-21 | Mieczyslaw Mirowski | Fault detection circuit for permanently implanted cardioverter |
| US4114628A (en) * | 1977-05-31 | 1978-09-19 | Rizk Nabil I | Demand pacemaker with self-adjusting threshold and defibrillating feature |
| US4164945A (en) * | 1977-06-13 | 1979-08-21 | Medtronic, Inc. | Digital cardiac pacemaker medical device |
| IT1156826B (it) * | 1977-06-17 | 1987-02-04 | Medcor Inc | Pacemaker impiantabile con caratteristiche selettivamente variabili |
| FR2395038A1 (fr) * | 1977-06-23 | 1979-01-19 | Anderson John | Appareil combine defibrillateur-electrocardiographe |
| FR2419720A1 (fr) * | 1978-03-14 | 1979-10-12 | Cardiofrance Co | Stimulateur cardiaque implantable a fonctions therapeutique et diagnostique |
| US4210149A (en) * | 1978-04-17 | 1980-07-01 | Mieczyslaw Mirowski | Implantable cardioverter with patient communication |
| US4223678A (en) * | 1978-05-03 | 1980-09-23 | Mieczyslaw Mirowski | Arrhythmia recorder for use with an implantable defibrillator |
| IT1118131B (it) * | 1978-07-20 | 1986-02-24 | Medtronic Inc | Perfezionamento nei pacemaker cardiaci multi-modo adattabili impiantabili |
| US4222385A (en) * | 1978-09-07 | 1980-09-16 | National Research Development Corporation | Electronic heart implant |
| NL7907462A (nl) * | 1978-10-30 | 1980-05-02 | Medtronic Inc | Hartgangmaker. |
| GB2083363B (en) * | 1980-08-05 | 1985-02-27 | Mirowski Mieczyslaw | Automatic defibrillator |
| US4475551A (en) * | 1980-08-05 | 1984-10-09 | Mieczyslaw Mirowski | Arrhythmia detection and defibrillation system and method |
| GB2083916B (en) * | 1980-09-18 | 1984-09-26 | Mirowski Miecyslaw | Implantable automatic defibrillator |
-
1981
- 1981-03-16 US US06243801 patent/US4407288B1/en not_active Expired - Lifetime
-
1982
- 1982-02-18 AU AU82741/82A patent/AU561733B2/en not_active Expired
- 1982-02-18 GB GB08228372A patent/GB2110540B/en not_active Expired
- 1982-02-18 CA CA000396571A patent/CA1189149A/en not_active Expired
- 1982-02-18 JP JP57501100A patent/JPS58500275A/ja active Granted
- 1982-02-18 DE DE823233718T patent/DE3233718T1/de active Granted
- 1982-02-18 FR FR8202677A patent/FR2499860B1/fr not_active Expired
- 1982-02-18 WO PCT/US1982/000201 patent/WO1982002836A1/en active Application Filing
- 1982-02-18 NL NL8220090A patent/NL8220090A/nl unknown
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02142906U (ja) * | 1989-04-28 | 1990-12-04 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| FR2499860A1 (fr) | 1982-08-20 |
| DE3233718T1 (de) | 1983-08-25 |
| WO1982002836A1 (en) | 1982-09-02 |
| CA1189149A (en) | 1985-06-18 |
| DE3233718C2 (ja) | 1990-10-31 |
| FR2499860B1 (fr) | 1986-02-28 |
| US4407288A (en) | 1983-10-04 |
| GB2110540B (en) | 1985-10-09 |
| JPS58500275A (ja) | 1983-02-24 |
| AU8274182A (en) | 1982-09-14 |
| GB2110540A (en) | 1983-06-22 |
| AU561733B2 (en) | 1987-05-14 |
| NL8220090A (nl) | 1983-01-03 |
| US4407288B1 (en) | 2000-09-19 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPS6254512B2 (ja) | ||
| US5330507A (en) | Implantable electrical vagal stimulation for prevention or interruption of life threatening arrhythmias | |
| US5518001A (en) | Cardiac device with patient-triggered storage of physiological sensor data | |
| US6671547B2 (en) | Adaptive analysis method for an electrotherapy device and apparatus | |
| JP4949382B2 (ja) | 医療デバイスにおいてオーバーセンシングを判定する方法及び装置 | |
| US5269301A (en) | Multimode system for monitoring and treating a malfunctioning heart | |
| US5785660A (en) | Methods and apparatus for storing intracardiac electrograms | |
| US6594523B1 (en) | Implantable stimulation device, programmer, and method for automatically evaluating interaction of the device with a patient's heart | |
| US4971058A (en) | Cardiac therapy method with duration timer | |
| US6263244B1 (en) | Implantable stimulation device and method for determining atrial autocapture using PVC response | |
| US6311089B1 (en) | Implantable stimulation device and method for determining ventricular and atrial sensitivity thresholds | |
| US6259950B1 (en) | Implantable stimulation device and method for determining a trial autocapture using backup atrial stimulation | |
| US6285908B1 (en) | Implantable stimulation device and method for determining atrial autocapture using programmable AV delay | |
| US6038476A (en) | System and method for analyzing the efficacy of cardiac stimulation therapy | |
| US20050192640A1 (en) | Method and apparatus for implementing task-oriented induction capabilities in an implantable cardioverter defibrillator and programmer | |
| EP0465241A2 (en) | Apparatus and method for the detection and treatment of arrhythmias using a neural network | |
| AU7605094A (en) | Programming system for a patient's cardiac signal | |
| US4969465A (en) | Cardiac therapy method | |
| WO1999008748A1 (en) | Implantable medical device with automated last session identification | |
| DE602004009431T2 (de) | Selbstanpassende fibrillationsinduktion | |
| EP0398488B1 (en) | Cardiac therapy device | |
| US8868183B2 (en) | Method and apparatus to implement multiple parameter sets in an implantable device |