JPS6349137A - 埋込み可能な人工臓器部品の制御用測定装置 - Google Patents
埋込み可能な人工臓器部品の制御用測定装置Info
- Publication number
- JPS6349137A JPS6349137A JP62203000A JP20300087A JPS6349137A JP S6349137 A JPS6349137 A JP S6349137A JP 62203000 A JP62203000 A JP 62203000A JP 20300087 A JP20300087 A JP 20300087A JP S6349137 A JPS6349137 A JP S6349137A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- measuring
- pulse
- probe
- resistance
- circuit
- 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.)
- Granted
Links
- 239000000523 sample Substances 0.000 claims description 43
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 34
- 239000004020 conductor Substances 0.000 claims description 31
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 claims description 26
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 claims description 16
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 claims description 14
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 claims description 14
- 230000010287 polarization Effects 0.000 claims description 8
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims description 3
- 210000004165 myocardium Anatomy 0.000 claims description 3
- 230000000903 blocking effect Effects 0.000 claims description 2
- 230000007935 neutral effect Effects 0.000 description 5
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 2
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 2
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 2
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000033228 biological regulation Effects 0.000 description 1
- 238000009529 body temperature measurement Methods 0.000 description 1
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 238000007599 discharging Methods 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000001301 oxygen Substances 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
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
- A61N1/3655—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure controlled by body or blood temperature
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Hematology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Prostheses (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野］
本発明は、電流導体を有するカテーテルを介して測定プ
ローブが接続されているパルス制御回路を有する植え込
み可能な身体代用部品を制御するための測定装置に関す
る。
ローブが接続されているパルス制御回路を有する植え込
み可能な身体代用部品を制御するための測定装置に関す
る。
心臓ペースメーカの周波数調節のために血液酸素飽和を
検出するためのこのような測定装置は例えばドイツ連邦
共和国特許第３１５２９６３号明細書かろ公知である。
検出するためのこのような測定装置は例えばドイツ連邦
共和国特許第３１５２９６３号明細書かろ公知である。
このような公知の測定装置の構成の概要が第２図に示さ
れている。
れている。
心臓ペースメーカＩＩおよび組み合わされた測定および
刺激カテーテル３から成る公知の心臓ペースメーカシス
テムでは、パルス制御回路１によりカテーテル３が交互
にペースメーカ回路９およびそれを制御する測定回路１
０と接続される。その際にパルス制御回路ｌによりシス
テムの２つの作動状態が設定され、その際にスイッチ位
Ｗ １ ａではペースメーカ回路９が電流導体３ａおよ
び電極６および７（心臓ペースメーカＨのケース）を介
して、電極に与えられているＥＣＧ信号を検出すると共
に刺激パルスを発する。パルス制御回路１のスインチ位
置１ｂでは測定回路１０は電流導体３ａおよび３ｂを介
して測定プローブ２を走査する。
刺激カテーテル３から成る公知の心臓ペースメーカシス
テムでは、パルス制御回路１によりカテーテル３が交互
にペースメーカ回路９およびそれを制御する測定回路１
０と接続される。その際にパルス制御回路ｌによりシス
テムの２つの作動状態が設定され、その際にスイッチ位
Ｗ １ ａではペースメーカ回路９が電流導体３ａおよ
び電極６および７（心臓ペースメーカＨのケース）を介
して、電極に与えられているＥＣＧ信号を検出すると共
に刺激パルスを発する。パルス制御回路１のスインチ位
置１ｂでは測定回路１０は電流導体３ａおよび３ｂを介
して測定プローブ２を走査する。
従って、カテーテルは少なくとも１つの心臓ペースメー
カＨのパルス制御回路１と測定プローブ２との間で２極
に構成されなければならない。しかし２極のカテーテル
はｌ 極のカテーテルに（らべて厚く、従ってまた可撓
性が少なく、また高い故障確率を有する。さらに、２極
のカテーテルは１極のカテーテルよりも高い製造コスト
を必要とする。
カＨのパルス制御回路１と測定プローブ２との間で２極
に構成されなければならない。しかし２極のカテーテル
はｌ 極のカテーテルに（らべて厚く、従ってまた可撓
性が少なく、また高い故障確率を有する。さらに、２極
のカテーテルは１極のカテーテルよりも高い製造コスト
を必要とする。
〔発明が解決しようとする問題点〕
大発明の目的は、冒頭に記載した種類の測定装置を、カ
テーテルを一層可撓性および信頼性に富み、また−層経
済的に製造可能なものとするように構成することである
。
テーテルを一層可撓性および信頼性に富み、また−層経
済的に製造可能なものとするように構成することである
。
この目的は、本発明によれば、カテーテルがパルス制御
回路と測定プローブとの間の単一の電流導体を有するも
のとして構成されており、また身体電極を介して身体組
織が測定プローブとパルス制御■回路との間の第２の電
流導体として利用されることにより達成される。
回路と測定プローブとの間の単一の電流導体を有するも
のとして構成されており、また身体電極を介して身体組
織が測定プローブとパルス制御■回路との間の第２の電
流導体として利用されることにより達成される。
〔発明の効果］
それによって、パルス制御回路と測定プローブとの間の
カテーテル内に電流導体が省略され、従ってカテーテル
が一層可撓性および信頼性に冨み、また−層経済的に製
造可能なものとなる。
カテーテル内に電流導体が省略され、従ってカテーテル
が一層可撓性および信頼性に冨み、また−層経済的に製
造可能なものとなる。
測定センサが測定プローブの抵抗を、全、測定回路（測
定プローブおよび電流導体）を通る電流の変化が測定値
に関係し但し身体組織の抵抗変化に無関係であるように
制御し得ることは有利である。
定プローブおよび電流導体）を通る電流の変化が測定値
に関係し但し身体組織の抵抗変化に無関係であるように
制御し得ることは有利である。
有利な筒車な実施例では、測定センサとして、測定回路
内に位置する抵抗であって、その測定量に関係する抵抗
変化が、特定の測定範囲内で身体＆ｌｌｌ１ｉの抵抗値
の変化を相対的に無視し得るように、擾乱量として作用
する電流導体の抵抗変化にくらべて非常に大きい抵抗が
用いられる。
内に位置する抵抗であって、その測定量に関係する抵抗
変化が、特定の測定範囲内で身体＆ｌｌｌ１ｉの抵抗値
の変化を相対的に無視し得るように、擾乱量として作用
する電流導体の抵抗変化にくらべて非常に大きい抵抗が
用いられる。
測定結果が身体ｍ織の抵抗により影響されないようにす
る別の方法は、測定センサが、測定回路内に直列に位置
する定電’ｊＲＲＥ節器を制御することである。
る別の方法は、測定センサが、測定回路内に直列に位置
する定電’ｊＲＲＥ節器を制御することである。
身体組織の抵抗変化の影響を排除する問題は、測定プロ
ーブがパルス制御回路から送り出された測定パルスに、
測定パルスにくらべて測定値に関係する遅れΔＬを有す
る抵抗変化により応動することによっても解決され得る
。このパルス状の抵抗変化は身体組織の抵抗の徐々の変
化とは明瞭に区別して検出可能である。
ーブがパルス制御回路から送り出された測定パルスに、
測定パルスにくらべて測定値に関係する遅れΔＬを有す
る抵抗変化により応動することによっても解決され得る
。このパルス状の抵抗変化は身体組織の抵抗の徐々の変
化とは明瞭に区別して検出可能である。
別の代替的な実施例では、測定プローブがその抵抗変化
に相応するディジタルコード化されたパルス列に測定値
を変換する。このディジタル情報は同じく測定回路内の
抵抗の徐々の変化により影響されない。
に相応するディジタルコード化されたパルス列に測定値
を変換する。このディジタル情報は同じく測定回路内の
抵抗の徐々の変化により影響されない。
別の実施例として、アナログ−ディジタル変換器の代わ
りにアナログ−周波数変換器が使用されるならば、測定
値は辿１定プローブの抵抗に相応して変化する周波数に
変換される。それによって測定値は周波数情報として同
じく身体組織の抵抗変化に無関係に伝達され得る。
りにアナログ−周波数変換器が使用されるならば、測定
値は辿１定プローブの抵抗に相応して変化する周波数に
変換される。それによって測定値は周波数情報として同
じく身体組織の抵抗変化に無関係に伝達され得る。
パルス制御回路が追加的にφり激パルスを電流導体およ
び刺激電極を有するカテーテルを介して心臓筋肉に発す
るように構成されている心臓ペースメーカ用の測定装置
では、測定プローブがパルス制御回路と電極との間の接
続導線内に直列に接続されており、また測定プローブが
、刺激パルスに対しては導通方向に、また測定パルスに
対しては阻止古河に接続されているダイオードを含んで
いることは有利である。それによって、刺激パルスは測
定プローブの測定−（直に関係する抵抗により弱められ
ない。
び刺激電極を有するカテーテルを介して心臓筋肉に発す
るように構成されている心臓ペースメーカ用の測定装置
では、測定プローブがパルス制御回路と電極との間の接
続導線内に直列に接続されており、また測定プローブが
、刺激パルスに対しては導通方向に、また測定パルスに
対しては阻止古河に接続されているダイオードを含んで
いることは有利である。それによって、刺激パルスは測
定プローブの測定−（直に関係する抵抗により弱められ
ない。
パルス制御■回路が刺激パルスを、刺激段階で身体抵抗
を介して放電されまた続いて分極段階で再び充電される
コンデンサを介して発するように構成されている測定装
置では、パルス制＝・’ｉｎ回路が刺激パルスと反対の
電流方向に発せられる測定パルスを同じくコンデンサを
介して導くことによって、心臓ペースメーカの損失エネ
ルギーの一部分であり再充電のために必要な電流が測定
プローブの駆動のために利用されることは有利である。
を介して放電されまた続いて分極段階で再び充電される
コンデンサを介して発するように構成されている測定装
置では、パルス制＝・’ｉｎ回路が刺激パルスと反対の
電流方向に発せられる測定パルスを同じくコンデンサを
介して導くことによって、心臓ペースメーカの損失エネ
ルギーの一部分であり再充電のために必要な電流が測定
プローブの駆動のために利用されることは有利である。
〔実施例］
以下、第１図および第３図ないし第１９図により本発明
の実施例を一層詳細に説明する。
の実施例を一層詳細に説明する。
第１図には心臓ペースメーカＨ用の彼方の原理が示され
ている。カテーテル３を交互にペースメーカ回路９また
は測定回路１０に接続するパルス制御回路１は、カテー
テル３のなかに配置されているｌ芯の電流導体３ａを介
して、カテーテル３のなかに組み込まれている測定プロ
ーブ２の１つの端子と接続されている。測定プローブ２
の第２の端子は、同じくカテーテル３のなかに配置され
ている電流導体の第２の部分５を介して刺激電極６と接
続されている。心臓ペースメーカＨへの帰還導体として
は、可変の身体抵抗Ｒ６により示されている身体組織と
ケース電橋７とが利用されている。それによって刺激パ
ルスも測定値も電流導体３ａおよび５ならびに身体組織
（破線）を介して伝達される。カテーテル３は、可撓性
および信頼性を高めるように、−貫して１つの電流導体
３ａによってのみ構成されていなければならない。
ている。カテーテル３を交互にペースメーカ回路９また
は測定回路１０に接続するパルス制御回路１は、カテー
テル３のなかに配置されているｌ芯の電流導体３ａを介
して、カテーテル３のなかに組み込まれている測定プロ
ーブ２の１つの端子と接続されている。測定プローブ２
の第２の端子は、同じくカテーテル３のなかに配置され
ている電流導体の第２の部分５を介して刺激電極６と接
続されている。心臓ペースメーカＨへの帰還導体として
は、可変の身体抵抗Ｒ６により示されている身体組織と
ケース電橋７とが利用されている。それによって刺激パ
ルスも測定値も電流導体３ａおよび５ならびに身体組織
（破線）を介して伝達される。カテーテル３は、可撓性
および信頼性を高めるように、−貫して１つの電流導体
３ａによってのみ構成されていなければならない。
第３図には、測定プローブ２に対する帰還導体として身
体組織を有する測定装置の別の実施例が示されている。
体組織を有する測定装置の別の実施例が示されている。
この場合、カテーテル３は公知の仕方で刺激電極６に追
加していわゆる中立電極６ａを存する。このような中立
電極は、心臓ペースメーカＨによる刺激およびＥＣＧδ
り定ができるかぎり擾乱なしに、従ってまた身体回路を
介さずに心臓自体のなかで刺激電極６と中立電極６ａと
の間で行われなければならないときに必要とされる。
加していわゆる中立電極６ａを存する。このような中立
電極は、心臓ペースメーカＨによる刺激およびＥＣＧδ
り定ができるかぎり擾乱なしに、従ってまた身体回路を
介さずに心臓自体のなかで刺激電極６と中立電極６ａと
の間で行われなければならないときに必要とされる。
この場合、測定プローブ２を通る電流は導体部分３ｂお
よび５を経て中立電極６ａへ、またそこから静脈血液お
よび心臓筋肉Ｒ，を介して導体３ａを経てパルス制御回
路１へ流れる。この場合、カテーテル３は第２の導体３
ｂを有してはいるが、測定プローブ２が２つの端子しか
有していないことはこの装置の利点である。それに対し
て公知の装置では３つの端子、すなわち心臓ペースメー
カＨへの２つの端子および刺＠電極への１つの端子が必
要である。しかし、プローブの製造にあたっては端子は
複雑化されており、また故障確率が各端子により統計的
に高められる。
よび５を経て中立電極６ａへ、またそこから静脈血液お
よび心臓筋肉Ｒ，を介して導体３ａを経てパルス制御回
路１へ流れる。この場合、カテーテル３は第２の導体３
ｂを有してはいるが、測定プローブ２が２つの端子しか
有していないことはこの装置の利点である。それに対し
て公知の装置では３つの端子、すなわち心臓ペースメー
カＨへの２つの端子および刺＠電極への１つの端子が必
要である。しかし、プローブの製造にあたっては端子は
複雑化されており、また故障確率が各端子により統計的
に高められる。
第４ｒｆ！Ｊには測定プローブ２の回路の変形例が部分
的に示されている。この例は、この場合測定量に関係す
る抵抗２ｂとして示されている測定センサとダイオード
２ａとの並列回路を含んでいる。
的に示されている。この例は、この場合測定量に関係す
る抵抗２ｂとして示されている測定センサとダイオード
２ａとの並列回路を含んでいる。
温度測定用として抵抗２ｂはたとえば温度に関係する抵
抗であってよい。ダイオード２ａは刺激パルスに対して
導通性であるような極性に接続されている。それによっ
て、刺激パルスが抵抗２ｂにおける電圧降下により弱め
られることが防止される。
抗であってよい。ダイオード２ａは刺激パルスに対して
導通性であるような極性に接続されている。それによっ
て、刺激パルスが抵抗２ｂにおける電圧降下により弱め
られることが防止される。
測定はダイオード２ａの阻止方向の定電流で行われる。
この簡単な実施例では特に、変動する身体抵抗Ｒｘなら
びに各刺激の際に電極６に生ずる分極電圧が擾乱量とな
る。しかし、これらの擾乱量の影響は、抵抗２ｂの測定
量に関係する抵抗変化が擾乱テとして作用する接続導線
および身体抵抗Ｒ３の抵抗変化にくらべて大きいことに
より無視できる程度に小さくされ得る。
びに各刺激の際に電極６に生ずる分極電圧が擾乱量とな
る。しかし、これらの擾乱量の影響は、抵抗２ｂの測定
量に関係する抵抗変化が擾乱テとして作用する接続導線
および身体抵抗Ｒ３の抵抗変化にくらべて大きいことに
より無視できる程度に小さくされ得る。
変動する身体抵抗ＲＫの影響を消去する別の可能性が第
５図に示されている。第５図では測定プローブ２のなか
にダイオード２ａに並列に制御可能な電流Ｒ２ｉが接続
されている。第２の電流源２ｈが測定量に関係する抵抗
２ｂに給電する。電流源２ｉの制御入力端は電流源２ｈ
と測定量に関係する抵抗２ｂとの接続点と接続されてい
る。
５図に示されている。第５図では測定プローブ２のなか
にダイオード２ａに並列に制御可能な電流Ｒ２ｉが接続
されている。第２の電流源２ｈが測定量に関係する抵抗
２ｂに給電する。電流源２ｉの制御入力端は電流源２ｈ
と測定量に関係する抵抗２ｂとの接続点と接続されてい
る。
回路に測定パルスＵ、が与えられると、電流源２ｈを通
って定電流が流れ、測定値に関係する抵抗２ｂに測定値
に関係する制御電圧Ｕ４を発生し、この制？１電圧が制
御可能な電流源２ｉを制御する。
って定電流が流れ、測定値に関係する抵抗２ｂに測定値
に関係する制御電圧Ｕ４を発生し、この制？１電圧が制
御可能な電流源２ｉを制御する。
第６図には、測定プローブ２に生ずる測定パルスＵ、が
示されている。第７図には、制御可能な電流源２ｉに生
ずる測定値に関係する制御電圧Ｕ。
示されている。第７図には、制御可能な電流源２ｉに生
ずる測定値に関係する制御電圧Ｕ。
が示されている。制御可能な電流源２ｉはこの制御電圧
Ｕ９に基づいて制御電圧ＵＭ、従ってまた測定値に比例
する定電流Ｉ、を供給し、この定電流が測定回路１０の
なかで測定され得る。この定電流Ｉ、は所与の範囲内で
身体抵抗Ｒえを含む接続導体の抵抗および電極６．７に
おける分極電圧に無関係である。
Ｕ９に基づいて制御電圧ＵＭ、従ってまた測定値に比例
する定電流Ｉ、を供給し、この定電流が測定回路１０の
なかで測定され得る。この定電流Ｉ、は所与の範囲内で
身体抵抗Ｒえを含む接続導体の抵抗および電極６．７に
おける分極電圧に無関係である。
変動する身体抵抗ＲＫおよび分極電圧の影響を消去する
別の可能性は、測定プローブが評価回路から送り出され
た測定パルスＵ、に、測定パルスＵ、にくらべて測定値
に関係する遅れを有する抵抗変化により応動することに
ある。この測定値検出を実現するための回路例が第９図
に示されている。第９図ではダイオード２ａに抵抗２Ｃ
と、抵抗２ｄおよびスイッチ２ｅの直列回路と、測定量
に関係する抵抗２ｂおよびコンデンサ２ｆの直列回路と
が並列に接続されている。スイッチ２ｅはしきい値スイ
ッチ２ｋを介してコンデンサ２ｆに生ずる電圧Ｕ、によ
り制御される。
別の可能性は、測定プローブが評価回路から送り出され
た測定パルスＵ、に、測定パルスＵ、にくらべて測定値
に関係する遅れを有する抵抗変化により応動することに
ある。この測定値検出を実現するための回路例が第９図
に示されている。第９図ではダイオード２ａに抵抗２Ｃ
と、抵抗２ｄおよびスイッチ２ｅの直列回路と、測定量
に関係する抵抗２ｂおよびコンデンサ２ｆの直列回路と
が並列に接続されている。スイッチ２ｅはしきい値スイ
ッチ２ｋを介してコンデンサ２ｆに生ずる電圧Ｕ、によ
り制御される。
回路の機能を以下に第１０図〜第１２図により説明する
０回路に定電流−測定パルス（１、、、、ｔ）をダイオ
ード２ａの導通方向と反対の方向に与えると、スイッチ
２ｅは最初はまだ開かれており、また測定プローブ２の
全有効プローブ抵抗Ｒ１は主として抵抗２Ｃにより決定
される。
０回路に定電流−測定パルス（１、、、、ｔ）をダイオ
ード２ａの導通方向と反対の方向に与えると、スイッチ
２ｅは最初はまだ開かれており、また測定プローブ２の
全有効プローブ抵抗Ｒ１は主として抵抗２Ｃにより決定
される。
それによって測定プローブ２に測定パルスＵ。
が与えられる。同時にコンデンサ２ｆが測定量に関係す
る抵抗２ｂを経て充電される。測定量に関係する抵抗２
ｂの抵抗値、従ってまた測定量に関係する時間Δもの後
に、コンデンサ２ｆにおける電圧Ｕｃがスイッチ２にの
しきい値に到達し、スイッチ２ｋがスイッチ２ｅを閉じ
る。それによって、いまや抵抗２ｄも有効になり、従っ
てプローブ抵抗Ｒ３、従ってまた測定パルスＵ、の電圧
も低下する。こうして測定パルスＩ ｅ６□、の開ｉｔ
。と測定パルスＵ、の電圧低下の時点１．との間の時間
間隔Δｔは、身体＆ｌＩｍの抵抗Ｒイの徐々の変化と分
極電圧とに問題なく無関係に検出され得る測定量の尺度
を示す。
る抵抗２ｂを経て充電される。測定量に関係する抵抗２
ｂの抵抗値、従ってまた測定量に関係する時間Δもの後
に、コンデンサ２ｆにおける電圧Ｕｃがスイッチ２にの
しきい値に到達し、スイッチ２ｋがスイッチ２ｅを閉じ
る。それによって、いまや抵抗２ｄも有効になり、従っ
てプローブ抵抗Ｒ３、従ってまた測定パルスＵ、の電圧
も低下する。こうして測定パルスＩ ｅ６□、の開ｉｔ
。と測定パルスＵ、の電圧低下の時点１．との間の時間
間隔Δｔは、身体＆ｌＩｍの抵抗Ｒイの徐々の変化と分
極電圧とに問題なく無関係に検出され得る測定量の尺度
を示す。
最後に、測定量を身体組織の抵抗変動および分極電圧に
無関係にディジタルに伝達することも可能である。第１
３図には、このような装置の１つの実施例の概要が示さ
れている。第１３図では、ダイオード２ａに抵抗２ｃと
、抵抗２ｄおよびスイッチ２ｅの直列回路と、測定量に
関係する抵抗２ｂおよび定電流源２ｈの直列回路とが並
列に接続されている。アナログ−ディジタル変換器２ｇ
が入力側で測定値に関係する制？１１１１を圧Ｕ０を測
定量に関係する抵抗２ｂから取り出し、また出力側でス
イッチ２ｅを制御する。
無関係にディジタルに伝達することも可能である。第１
３図には、このような装置の１つの実施例の概要が示さ
れている。第１３図では、ダイオード２ａに抵抗２ｃと
、抵抗２ｄおよびスイッチ２ｅの直列回路と、測定量に
関係する抵抗２ｂおよび定電流源２ｈの直列回路とが並
列に接続されている。アナログ−ディジタル変換器２ｇ
が入力側で測定値に関係する制？１１１１を圧Ｕ０を測
定量に関係する抵抗２ｂから取り出し、また出力側でス
イッチ２ｅを制御する。
この回路に測定パルスＩ ｃｏｎ□をダイオード２ａの
導通方向と反対の方向に与えると、アナログ−ディジタ
ル変換器２ｇの入力端に測定値に関係する制？ＩＩＩＴ
Ｈ，圧Ｕ、が生ずる。この電圧はいま１つのディジタル
値にコード化され、このディジタル値がスイッチ２ｅを
制御して抵抗２ｄを追加接続する。従って、ディジタル
情報は評価回路に、第１５図および第１６図中に示され
ているプローブ抵抗Ｒ８またはプローブ電圧Ｕ、に基づ
いて伝達される。その際にアナログ−ディジタル変換器
２ｇは、各測定パルスＩ ｃｏｎ。の後に先ず開始パル
スを発し、次いでたとえば第１４図〜第１６図に示され
ているような検出された測定値を２値情報の形態で伝達
するように構成されていてよい。第１７図には、それか
ら形成されたディジタル測定電圧ＵＤが示されている。
導通方向と反対の方向に与えると、アナログ−ディジタ
ル変換器２ｇの入力端に測定値に関係する制？ＩＩＩＴ
Ｈ，圧Ｕ、が生ずる。この電圧はいま１つのディジタル
値にコード化され、このディジタル値がスイッチ２ｅを
制御して抵抗２ｄを追加接続する。従って、ディジタル
情報は評価回路に、第１５図および第１６図中に示され
ているプローブ抵抗Ｒ８またはプローブ電圧Ｕ、に基づ
いて伝達される。その際にアナログ−ディジタル変換器
２ｇは、各測定パルスＩ ｃｏｎ。の後に先ず開始パル
スを発し、次いでたとえば第１４図〜第１６図に示され
ているような検出された測定値を２値情報の形態で伝達
するように構成されていてよい。第１７図には、それか
ら形成されたディジタル測定電圧ＵＤが示されている。
第１８図には、心臓ペースメーカＨがコンデンサ１１を
含んでおり、それを介して刺激パルスが導かれる実施例
が示されている。
含んでおり、それを介して刺激パルスが導かれる実施例
が示されている。
本発明による一極の測定カテーテル３によれば、ペース
メーカ回路９の刺激回路内に利用されるコンデンサ１１
の再充電の際にさもなければ失われるエネルギーを測定
のために利用することが簡単な仕方で可能である。
メーカ回路９の刺激回路内に利用されるコンデンサ１１
の再充電の際にさもなければ失われるエネルギーを測定
のために利用することが簡単な仕方で可能である。
第１図による実施例にくらべて、追加的にコンデンサ１
１がパルス制御回路１と電流導体３ａとの間に接続され
ており、またパルス制御回路１は、測定段階の後にコン
デンサ１１の残留電荷を接地点に導き出すため第３のス
イッチ位置ＩＣを有する。
１がパルス制御回路１と電流導体３ａとの間に接続され
ており、またパルス制御回路１は、測定段階の後にコン
デンサ１１の残留電荷を接地点に導き出すため第３のス
イッチ位置ＩＣを有する。
第１９図には、コンデンサ１１のカテーテル側の電圧経
過により測定パルス制御の作用が示されている。第１９
図で符号Ｓを付されているのは、コンデンサ１１を介し
て発せられる刺激パルスである。Ｕｓ＋からＵＳ２への
刺激パルスの電圧低下に含まれているｔ、Ｆｆ３失電力
Ｅｖは身体抵抗ＲＫを介してのコンデンサ１１の放電に
より通常は再充電段階（破線）で補償される。そのため
に必要な充電電力ＥＡはたとえば電力需要Ｅ、を有する
２つの測定パルスＭ１、Ｍ２に対する相応の測定パルス
制御により利用される。
過により測定パルス制御の作用が示されている。第１９
図で符号Ｓを付されているのは、コンデンサ１１を介し
て発せられる刺激パルスである。Ｕｓ＋からＵＳ２への
刺激パルスの電圧低下に含まれているｔ、Ｆｆ３失電力
Ｅｖは身体抵抗ＲＫを介してのコンデンサ１１の放電に
より通常は再充電段階（破線）で補償される。そのため
に必要な充電電力ＥＡはたとえば電力需要Ｅ、を有する
２つの測定パルスＭ１、Ｍ２に対する相応の測定パルス
制御により利用される。
第２図は公知の測定装置の構成の概要を示す図、第１図
および第３図ないし第１９図は本発明によるｉｌ！ｌ装
定を説明するための図である。 １・・・パルス制御回路、２・・・測定プローブ、２ａ
・・・ダイオード、２ｂ〜２ｄ・・・抵抗、２ｅ・・・
スイッチ、２ｆ・・・コンデンサ、２ｇ・・・アナログ
−ディジタル変換器、２ｈ・・・定電流源、２ｉ・・・
電流源（定電流調節器）、２ｋ・・・しきい値スイッチ
、３・・・カテーテル、３ａ、３ｂ・・・電流導体、５
・・・電流導体の第２の部分、６・・・刺激電極、６ａ
・・・中立主権、７・・・ケース電極、８・・・駆動回
路、９・・・ペースメーカ回路、１０・・・測定回路、
１１・・・コンデンサ。 （６１１８）代理人７Ｆ埋士富村 溜 。 λ０・、５す ７・；′− ＩＧ １３
および第３図ないし第１９図は本発明によるｉｌ！ｌ装
定を説明するための図である。 １・・・パルス制御回路、２・・・測定プローブ、２ａ
・・・ダイオード、２ｂ〜２ｄ・・・抵抗、２ｅ・・・
スイッチ、２ｆ・・・コンデンサ、２ｇ・・・アナログ
−ディジタル変換器、２ｈ・・・定電流源、２ｉ・・・
電流源（定電流調節器）、２ｋ・・・しきい値スイッチ
、３・・・カテーテル、３ａ、３ｂ・・・電流導体、５
・・・電流導体の第２の部分、６・・・刺激電極、６ａ
・・・中立主権、７・・・ケース電極、８・・・駆動回
路、９・・・ペースメーカ回路、１０・・・測定回路、
１１・・・コンデンサ。 （６１１８）代理人７Ｆ埋士富村 溜 。 λ０・、５す ７・；′− ＩＧ １３
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １） 電流導体（３ａ、ｂ）を有するカテーテル（３）
を介して測定プローブ（２）が接続されているパルス制
御回路（１）を有する植え込み可能な身体代用部品を制
御するための測定装置において、 カテーテル（３）がパルス制御回路（１）と測定プロー
ブ（２）との間の単一の電流導体（３ａ）を有するもの
として構成されており、また身体電極（６、７）を介し
て身体組織が測定プローブ（２）とパルス制御回路（１
）との間の第２の電流導体として利用されることを特徴
とする植え込み可能な身体代用部品の制御用測定装置。 ２） 測定センサ（２ｂ）が測定プローブ（２）の抵抗
を、全測定回路（測定プローブおよび電流導体）を通る
電流の変化が測定値に関係し但し身体組織の抵抗（Ｒ＿
ｘ）に無関係であるように制御することを特徴とする特
許請求の範囲第１項記載の測定装置。 ３） パルス制御回路（１）から発せられる測定パルス
が、身体組織の自律活動が決して誘発されないように短
くかつ低エネルギーであることを特徴とする特許請求の
範囲第１項または第２項記載の測定装置。 ４） 電流回路が身体組織を介して測定パルスの後に、
測定段階の後に電極（６、７）に存在する分極電圧が崩
壊し終わるまで、閉じられた状態に留まることを特徴と
する特許請求の範囲第１項ないし第３項のいずれか１項
に記載の測定装置。 ５） 測定センサ（２ｂ）が測定回路内に位置する抵抗
であり、その測定量に関係する抵抗変化が、擾乱量とし
て作用する接続導線の抵抗変化にくらべて非常に大きい
ことを特徴とする特許請求の範囲第１項ないし第４項の
いずれか１項に記載の測定装置。 ６） 測定センサ（２ｂ）が、測定回路内に直列に位置
する定電流調節器（２ｉ）を制御することを特徴とする
特許請求の範囲第１項ないし第４項のいずれか１項に記
載の測定装置。 ７） 測定プローブ（２）がパルス制御回路（１）から
送り出された測定パルス（Ｉ＿ｃ＿ｏ＿ｎ＿ｓ＿ｔ）に
、測定パルス（Ｉ＿ｃ＿ｏ＿ｎ＿ｓ＿ｔ）にくらべて測
定値に関係する遅れを有する抵抗変化により応動するこ
とを特徴とする特許請求の範囲第１項ないし第４項のい
ずれか１項に記載の測定装置。 ８） 測定プローブ（２）がその抵抗に相応するディジ
タルコード化されたパルス列に測定値を変換することを
特徴とする特許請求の範囲第１項ないし第４項のいずれ
か１項に記載の測定装置。 ９） 測定プローブ（２）がその抵抗に相応する周波数
に測定値を変換することを特徴とする特許請求の範囲第
１項記載の測定装置。 １０） パルス制御回路（１）が追加的に刺激パルスを
電流導体（３ａ）および刺激電極（６）を有するカテー
テル（３）を介して心臓筋肉（Ｒ＿Ｍ）に発するように
構成されている心臓ペースメーカ（Ｈ）用として、測定
プローブ（２）がパルス制御回路（１）と電極（６）と
の間の接続導線（３ａ、５）内に直列に接続されており
、また測定プローブ（２）が、刺激パルスに対しては導
通方向に、また測定パルスに対しては阻止方向に接続さ
れているダイオード（２ａ）を含んでいることを特徴と
する特許請求の範囲第１項ないし第９項のいずれか１項
に記載の測定装置。 １１） パルス制御回路（１）が刺激パルスを、刺激段
階で身体抵抗（Ｒ＿ｘ）を介して放電されまた続いて分
極段階で再び充電されるコンデンサ（Ｃ＿ｓ）を介して
発するように構成されている場合に、パルス制御回路（
１）が刺激パルスと反対の電流方向に発せられる測定パ
ルスを同じくコンデンサ（Ｃ＿ｓ）を介して導くことに
よって、心臓ペースメーカ（Ｈ）の損失エネルギーの一
部分であり再充電のために必要な電流が測定プローブ（
２）の駆動のために利用されることを特徴とする特許請
求の範囲第１０項記載の測定装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE3627933.1 | 1986-08-18 | ||
| DE3627933 | 1986-08-18 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6349137A true JPS6349137A (ja) | 1988-03-01 |
| JPH0832260B2 JPH0832260B2 (ja) | 1996-03-29 |
Family
ID=6307606
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62203000A Expired - Lifetime JPH0832260B2 (ja) | 1986-08-18 | 1987-08-14 | 埋込み可能な人工臓器部品の制御用測定装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4870967A (ja) |
| EP (1) | EP0256437B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0832260B2 (ja) |
| DE (1) | DE3772669D1 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007298194A (ja) * | 2006-04-28 | 2007-11-15 | Corona Corp | 暖房機 |
| JP2012509698A (ja) * | 2008-11-24 | 2012-04-26 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | カテーテルインターフェース |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR2624024A1 (fr) * | 1987-12-07 | 1989-06-09 | Brehier Jacques | Stimulateur cardiaque et procede de reglage de ce stimulateur |
| DE58907652D1 (de) * | 1988-02-05 | 1994-06-16 | Siemens Ag | Verfahren zur anpassung der stimulationsfrequenz eines herzschrittmachers an die belastung eines patienten. |
| DE4100568A1 (de) * | 1991-01-11 | 1992-07-16 | Fehling Guido | Vorrichtung zur ueberwachung eines patienten auf abstossungsreaktionen eines implantierten organs |
| EP0557550B1 (de) * | 1992-02-26 | 1996-12-27 | Pacesetter AB | Frequenzadaptierender Herzschrittmacher |
| US5454377A (en) * | 1993-10-08 | 1995-10-03 | The Ohio State University | Method for measuring the myocardial electrical impedance spectrum |
| SE9600511D0 (sv) * | 1996-02-12 | 1996-02-12 | Pacesetter Ab | Bipolar sensor electrode |
| US6269264B1 (en) * | 1996-12-13 | 2001-07-31 | Pacesetter, Inc. | Method for measuring impedance in the body |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5645629A (en) * | 1979-09-20 | 1981-04-25 | Olympus Optical Co | System for transmitting data of endoscope |
| JPS57192569A (en) * | 1981-02-26 | 1982-11-26 | Buirutsufueruto Arekusandaa | Method and apparatus for adjusting stimulating frequency of cardiac pace maker |
Family Cites Families (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE1573240A1 (de) * | 1966-07-05 | 1970-11-26 | Rudolf Koch | Thermosonde zum Messen der Herzbluttemperatur |
| US4406288A (en) * | 1981-04-06 | 1983-09-27 | Hugh P. Cash | Bladder control device and method |
| US4688575A (en) * | 1982-03-12 | 1987-08-25 | Duvall Wilbur E | Muscle contraction stimulation |
| US4436092A (en) * | 1982-05-19 | 1984-03-13 | Purdue Research Foundation | Exercise responsive cardiac pacemaker |
| FR2550095B1 (fr) * | 1983-08-02 | 1986-09-26 | Brehier Jacques | Procede de commande d'un stimulateur cardiaque et sonde pour la mise en oeuvre du procede |
| DE3419439C1 (de) * | 1984-05-24 | 1985-11-21 | Eckhard Dr. 8000 München Alt | Belastungsabhaengig frequenzvariabler Herzschrittmacher |
| DE3428975A1 (de) * | 1984-08-06 | 1986-02-13 | Michael S. 8113 Kochel Lampadius | Atmungsgesteuerter herzschrittmacher |
| US4688574A (en) * | 1985-06-17 | 1987-08-25 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Electrical stimulator for biological tissue having mode control |
| US4730618A (en) * | 1986-06-16 | 1988-03-15 | Siemens Aktiengesellschaft | Cardiac pacer for pacing a human heart and pacing method |
| US4787389A (en) * | 1987-07-16 | 1988-11-29 | Tnc Medical Devices Pte. Ltd. | Using an implantable antitachycardia defibrillator circuit |
-
1987
- 1987-08-05 EP EP87111352A patent/EP0256437B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1987-08-05 DE DE8787111352T patent/DE3772669D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1987-08-12 US US07/084,204 patent/US4870967A/en not_active Expired - Lifetime
- 1987-08-14 JP JP62203000A patent/JPH0832260B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5645629A (en) * | 1979-09-20 | 1981-04-25 | Olympus Optical Co | System for transmitting data of endoscope |
| JPS57192569A (en) * | 1981-02-26 | 1982-11-26 | Buirutsufueruto Arekusandaa | Method and apparatus for adjusting stimulating frequency of cardiac pace maker |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007298194A (ja) * | 2006-04-28 | 2007-11-15 | Corona Corp | 暖房機 |
| JP2012509698A (ja) * | 2008-11-24 | 2012-04-26 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | カテーテルインターフェース |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0256437B1 (de) | 1991-09-04 |
| US4870967A (en) | 1989-10-03 |
| EP0256437A1 (de) | 1988-02-24 |
| JPH0832260B2 (ja) | 1996-03-29 |
| DE3772669D1 (de) | 1991-10-10 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4807632A (en) | Measuring instrument for intracardial acquisition of the blood oxygen saturation of a patient for controlling the pacing rate of a heart pacemaker | |
| US4416282A (en) | Cardiac pacer with improved, output circuitry | |
| EP1024856B1 (en) | Pacing system with lead having a single conductor for connecting to pressure sensor and electrode | |
| US4590941A (en) | Cardiac pacer with improved battery system, output circuitry, and emergency operation | |
| US4399820A (en) | Process and device for regulating the stimulation frequency of heart pacemakers | |
| US5571143A (en) | Heart Stimulator | |
| US4567892A (en) | Implantable cardiac pacemaker | |
| US5741311A (en) | Implantable medical device system with method for determining lead condition | |
| US6208901B1 (en) | Apparatus for determining the AV transmission time | |
| US5016631A (en) | Minimum interface biomedical monitoring system | |
| US5507785A (en) | Rate responsive cardiac pacemaker with biphasic impedance sensing and method | |
| EP0479099B1 (en) | Blood oxygen sensor having leakage compensation | |
| EP1348463B1 (en) | A heart monitoring device and a system including such a device | |
| US5626624A (en) | Arrangement for controlling a pacemaker | |
| JPS6311175A (ja) | 心臓ペ−スメ−カ− | |
| JPS6311170A (ja) | 心臓ペ−スメ−カ− | |
| EP1386637B1 (en) | A heart monitoring device | |
| JPH06154344A (ja) | 生体の刺激装置 | |
| JPS6311174A (ja) | 心臓ペ−スメ−カ− | |
| US8209005B1 (en) | System and method for reducing pain in a high-voltage lead impedance check procedure using DC voltage or current in an implantable medical device | |
| JP2703287B2 (ja) | Ｐ同期心臓ペーサー | |
| JPS6349137A (ja) | 埋込み可能な人工臓器部品の制御用測定装置 | |
| EP0338363B1 (en) | Configuration programming of an implantable pacemaker | |
| US4706674A (en) | Electrical stimulator for biological tissue utilizing output current monitor | |
| US5314449A (en) | Rate-adaptive cardiac pacemaker |