JPH01204678A - 電気信号内の事象検出方法および装置ならびに心臓ペーサー - Google Patents
電気信号内の事象検出方法および装置ならびに心臓ペーサーInfo
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- JPH01204678A JPH01204678A JP32319588A JP32319588A JPH01204678A JP H01204678 A JPH01204678 A JP H01204678A JP 32319588 A JP32319588 A JP 32319588A JP 32319588 A JP32319588 A JP 32319588A JP H01204678 A JPH01204678 A JP H01204678A
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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〕
この発明は電気信号内の事象検出方法および装置ならび
に心臓ペーサ−に関するものである。
に心臓ペーサ−に関するものである。
〔従来の技術］
電気信号内のいくつかの特性的事象を検出することは、
たとえば、ペースメーカ技術の分野で有用である。この
場合、検出要素は患者の心臓内の脱分極を検出する。検
出要素の応答は次いでペーサ−刺激パルスのトリガもし
くは禁止のためのベースとして使用され得る。検出要素
に対して選定されるトリガしきいは特に重要である。な
ぜならば、電気信号の不正確な解析は刺激パルスのトリ
ガの混乱または不当な禁止に通ずるからである。
たとえば、ペースメーカ技術の分野で有用である。この
場合、検出要素は患者の心臓内の脱分極を検出する。検
出要素の応答は次いでペーサ−刺激パルスのトリガもし
くは禁止のためのベースとして使用され得る。検出要素
に対して選定されるトリガしきいは特に重要である。な
ぜならば、電気信号の不正確な解析は刺激パルスのトリ
ガの混乱または不当な禁止に通ずるからである。
検出要素は種々の信号パラメータに、詳細には信号の振
幅および（または）傾斜に応答するように設計され得る
。
幅および（または）傾斜に応答するように設計され得る
。
標準的なペーサ−検出要素はしばしば、先ず脱分極信号
がかろうじて検出されるレベル（たとえば振幅または傾
斜）を確立し、次いでこの値の２倍に検出感度を簡単に
設定することにより設定される。しかし、この方法は比
較的不正確であり、その結果として誤った検出（または
検出の欠落）が生じ得る。また、たといペーサ−への患
者の脱分極信号が劇的に変化し得るとしても、検出レベ
ルの爾後調節が通常行われない。
がかろうじて検出されるレベル（たとえば振幅または傾
斜）を確立し、次いでこの値の２倍に検出感度を簡単に
設定することにより設定される。しかし、この方法は比
較的不正確であり、その結果として誤った検出（または
検出の欠落）が生じ得る。また、たといペーサ−への患
者の脱分極信号が劇的に変化し得るとしても、検出レベ
ルの爾後調節が通常行われない。
〔発明が解決しようとする課題〕
本発明の課題は、所与の電気信号内のいくつかの事象の
一層正確な検出を可能にする方法、手段および心臓ペー
サ−を提供することである。本発明の他の課題は、最大
値に変動を生じがちなこのような事象の検出を改善する
ことである。
一層正確な検出を可能にする方法、手段および心臓ペー
サ−を提供することである。本発明の他の課題は、最大
値に変動を生じがちなこのような事象の検出を改善する
ことである。
上記の課題は、本発明の原理によれば、このような事象
を検出するための方法および装置において、しきいが、
事象により超過されるようなレベルに確立されている方
法および装置により解決される。確立されたしきいを超
過する事象の最大値が測定され、また事象の最大値と確
立されたしきいとの間の差が計算される。現在確立され
たしきいは次いで、少なくとも部分的に差の大きさに基
づいて再評価され、また、もし必要であれば、新しいし
きいが確立される。
を検出するための方法および装置において、しきいが、
事象により超過されるようなレベルに確立されている方
法および装置により解決される。確立されたしきいを超
過する事象の最大値が測定され、また事象の最大値と確
立されたしきいとの間の差が計算される。現在確立され
たしきいは次いで、少なくとも部分的に差の大きさに基
づいて再評価され、また、もし必要であれば、新しいし
きいが確立される。
上記の方法および装Ｗを用いる心臓ペーサ−は、パルス
発生手段に接続されているベーシング電極を介して患者
の心臓への刺激を発生するための手段を有する。ベーシ
ング電極は心臓の心室または心房のなかに１かれ得るし
、または２つのこのような電極が同時に心室および心房
の双方のなかに用いられ得る。検出手段が心臓の活動度
の指標である心臓内で起こる脱分極信号内の事象を検出
するために設けられている。検出手段は上記のように、
事象により超過されるようなレベルに信号に対するしき
いを確立することにより動作する。確立されたしきいを
超過する事象の最大値が測定され、またこの最大値と確
立されたしきいとの間の差が計算される。差の大きさは
少なくとも部分的に、もし必要であれば、新しいしきい
を別の差レベルに再確立するためのベースとして用いら
れる。
発生手段に接続されているベーシング電極を介して患者
の心臓への刺激を発生するための手段を有する。ベーシ
ング電極は心臓の心室または心房のなかに１かれ得るし
、または２つのこのような電極が同時に心室および心房
の双方のなかに用いられ得る。検出手段が心臓の活動度
の指標である心臓内で起こる脱分極信号内の事象を検出
するために設けられている。検出手段は上記のように、
事象により超過されるようなレベルに信号に対するしき
いを確立することにより動作する。確立されたしきいを
超過する事象の最大値が測定され、またこの最大値と確
立されたしきいとの間の差が計算される。差の大きさは
少なくとも部分的に、もし必要であれば、新しいしきい
を別の差レベルに再確立するためのベースとして用いら
れる。
しきいは、心臓ベースメーカ内のパルス発生器を制御す
るのに使用される検出信号を発生するためのベースとし
ても用いられる。もし到来する信号が（ポジティブおよ
びネガティブの双方で確立されていてよい）しきいを超
過すると、これは心臓の自然脱分極の指標である。これ
は、刺激パルス発生器が刺激パルスを発生するのを禁止
する検出信号を発生する。自然心臓ビートの不存在を示
す検出信号の不存在時には、パルス発生器は禁止されず
、刺激パルスを発生する。
るのに使用される検出信号を発生するためのベースとし
ても用いられる。もし到来する信号が（ポジティブおよ
びネガティブの双方で確立されていてよい）しきいを超
過すると、これは心臓の自然脱分極の指標である。これ
は、刺激パルス発生器が刺激パルスを発生するのを禁止
する検出信号を発生する。自然心臓ビートの不存在を示
す検出信号の不存在時には、パルス発生器は禁止されず
、刺激パルスを発生する。
初期の検出器感度は、設定されている標準的なベースメ
ーカに対する仕方と同一の仕方で設定される。しかし、
電気信号の最大値と以前に確立された感度設定との間の
差を評価した後に感度設定（トリガしきい）を修正する
追加的な回路が設けられている。もし差が、特性的な事
象を見逃す可能性があるほど、あまりに小さいならば、
感度が増される。また、もし差が、ノイズ信号が誤って
特性的な事象として識別されるほど、あまりに大きいな
らば、感度が減ぜられる。さらに、蒐集された統計的デ
ータ（たとえばヒストグラムまたは傾向データ）のよう
な評価パラメータが所望であれば回路に追加的に供給さ
れ得る。
ーカに対する仕方と同一の仕方で設定される。しかし、
電気信号の最大値と以前に確立された感度設定との間の
差を評価した後に感度設定（トリガしきい）を修正する
追加的な回路が設けられている。もし差が、特性的な事
象を見逃す可能性があるほど、あまりに小さいならば、
感度が増される。また、もし差が、ノイズ信号が誤って
特性的な事象として識別されるほど、あまりに大きいな
らば、感度が減ぜられる。さらに、蒐集された統計的デ
ータ（たとえばヒストグラムまたは傾向データ）のよう
な評価パラメータが所望であれば回路に追加的に供給さ
れ得る。
〔実施例］
本発明の前記及び他の目的、特徴及び利点は以下にその
好ましい実施例を図面により詳細に説明するなかで一層
明らかにする。
好ましい実施例を図面により詳細に説明するなかで一層
明らかにする。
第１図の回路には、最大値測定回路１、検出器２、差計
算回路３、データ確立回路４およびペーサ−技術の場合
には好ましくは患者の外に置かれているデータ評価回路
５が示されている。人力信号ＩＳは、図示されている回
路により測定されるべき事象を含んでおり、また信号Ｓ
Ｓは回路の感度設定を定め、また最初に前記のように調
節されス 入力信号ＩＳまたとえば患者の心臓から受信された脱分
極信号は最大値測定回路１および検出器２に導かれる。
算回路３、データ確立回路４およびペーサ−技術の場合
には好ましくは患者の外に置かれているデータ評価回路
５が示されている。人力信号ＩＳは、図示されている回
路により測定されるべき事象を含んでおり、また信号Ｓ
Ｓは回路の感度設定を定め、また最初に前記のように調
節されス 入力信号ＩＳまたとえば患者の心臓から受信された脱分
極信号は最大値測定回路１および検出器２に導かれる。
測定回路１および検出器２の双方は人力信号Ｉｓの傾斜
および（または）振幅のような同一の事象検出パラメー
タに応答する。最大値が感度設定ＳＳの確立されたしき
いよりも大きい入力信号Ｉｓにおいて検出される時には
常に、検出器２は検出信号ＤＳをレリーズし、この検出
信号ＤＳが最大値測定回路１を能動化する。測定回路１
は各検出時に入力信号の最大値を測定し、また測定値を
振幅差計算回路３に通す、最大値測定回路１からの測定
Ｊｌａおよび検出器２からの検出信号ＤＳ’の受信時に
、差計算回路３は測定された最大値と感度設定ＳＳによ
り与えられる確立されたしきいとの間のマージンを計算
する。マージンは百分率として表され、また Ｍ−（（ｐ−３）／Ｓｔ ・１００％ここで、Ｍはマ
ージン、Ｐは最大値測定回路ｌにより測定された最大値
、またＳは感度設定に相応する確立されたしきい により与えられている。
および（または）振幅のような同一の事象検出パラメー
タに応答する。最大値が感度設定ＳＳの確立されたしき
いよりも大きい入力信号Ｉｓにおいて検出される時には
常に、検出器２は検出信号ＤＳをレリーズし、この検出
信号ＤＳが最大値測定回路１を能動化する。測定回路１
は各検出時に入力信号の最大値を測定し、また測定値を
振幅差計算回路３に通す、最大値測定回路１からの測定
Ｊｌａおよび検出器２からの検出信号ＤＳ’の受信時に
、差計算回路３は測定された最大値と感度設定ＳＳによ
り与えられる確立されたしきいとの間のマージンを計算
する。マージンは百分率として表され、また Ｍ−（（ｐ−３）／Ｓｔ ・１００％ここで、Ｍはマ
ージン、Ｐは最大値測定回路ｌにより測定された最大値
、またＳは感度設定に相応する確立されたしきい により与えられている。
データ確立回路４は振幅差計算回路３がらの連続的なマ
ージン値を受信し、またそれらをヒストグラム、標準偏
差および（または）時間的発生パターンのような種々の
形態に構造化する。データ確立回路４は、マージンが望
ましくない発生を示す場合に、警報信号を発生するべく
プログラムされていてもよい。データ確立回路４の出力
データは、データ確立回路４により供給されたデータに
基づいて最適な感度設定を計算するデータ評価回路５に
より処理される。この感度設定は次いで、破線矢印Ｏ３
により示されているように、新しいトリガしきいとして
入れられ得る。代替的に、この感度設定は、破線矢印Ｏ
８′により示されているように、簡単に医師に（たとえ
ばスクリーン上で）与えられ、それにより新しい設定を
医師の裁量に委ね得る。
ージン値を受信し、またそれらをヒストグラム、標準偏
差および（または）時間的発生パターンのような種々の
形態に構造化する。データ確立回路４は、マージンが望
ましくない発生を示す場合に、警報信号を発生するべく
プログラムされていてもよい。データ確立回路４の出力
データは、データ確立回路４により供給されたデータに
基づいて最適な感度設定を計算するデータ評価回路５に
より処理される。この感度設定は次いで、破線矢印Ｏ３
により示されているように、新しいトリガしきいとして
入れられ得る。代替的に、この感度設定は、破線矢印Ｏ
８′により示されているように、簡単に医師に（たとえ
ばスクリーン上で）与えられ、それにより新しい設定を
医師の裁量に委ね得る。
第２図には最大値測定回路が詳細回路図で示されている
。ディジタル構成要素がこの実施例に用いられている。
。ディジタル構成要素がこの実施例に用いられている。
しかし、回路は当業者によりアナログ構成要素を用いて
容易に設計され得る。第２図の最大値測定回路ｌはデル
タ変調器６、事象検出器７および記憶ユニット８に分割
されている。
容易に設計され得る。第２図の最大値測定回路ｌはデル
タ変調器６、事象検出器７および記憶ユニット８に分割
されている。
デルタ変調器６はコンパレータ９、Ｄフリップフロップ
１０、電流発生器１１および積分キャパシタ１２を含ん
でいる。コンパレータ９の反転入力端は参照電圧Ｖ ｌ
ｌＥ、に接続されている。Ｄフリップフロップ１０はク
ロック周波数Ｉ＋ （たとえば１６ｋＨｚ）によりク
ロックされる。事象検出器７は排他的オアゲート１３、
周波数ｆｔ （たとえば８ｋＨ２）によりクロックさ
れるカウンタ１４およびコンパレータ１５を含んでいる
。コンパレータ１５はカウンタ１４の出力りを参照時間
Ｔ。
１０、電流発生器１１および積分キャパシタ１２を含ん
でいる。コンパレータ９の反転入力端は参照電圧Ｖ ｌ
ｌＥ、に接続されている。Ｄフリップフロップ１０はク
ロック周波数Ｉ＋ （たとえば１６ｋＨｚ）によりク
ロックされる。事象検出器７は排他的オアゲート１３、
周波数ｆｔ （たとえば８ｋＨ２）によりクロックさ
れるカウンタ１４およびコンパレータ１５を含んでいる
。コンパレータ１５はカウンタ１４の出力りを参照時間
Ｔ。
と比較する。出力りが参照時間Ｔ、を超過する場合には
、検出器信号Ｅが発生される。
、検出器信号Ｅが発生される。
第２図の回路の作動の仕方は下記のとおりである。いく
つかの特性的事象を含んでいる入力信号Ｉｓは、第２図
中に示されているように、デルタ変調器６に供給される
。事象が検出されると直ちに、積分キャパシタ１２の反
対側が信号を＋■／Ｃもしくは−Ｉ／Ｃ（ここで１は電
流発生器の電流（プログラム可能）、またＣは積分キャ
パシタ１２のキャパシタンス）の傾斜でコンパレータ９
の非反転入力端に転送する。Ｄフリップフロップ１０が
一方の状態から他方の状態へ切換わる時には常に、排他
的オアゲート１３が事象検出器７内のカウンタ１４を零
にする。入力信号Ｉｓの傾斜が＋Ｉ／Ｃを超過し、また
は−Ｔ／Ｃよりも低下する時（すなわち高い値の事象の
生起時）には、Ｄフリップフロップ１０は切換わらない
。その結果として、事象検出器７のタイムカウンタ１４
は零にされない。タイムカウンタ１４の出力りは増大し
、また参照時間Ｔ０と一致し、第３図中に示されている
ように検出信号Ｅを発生させる。カウンタ１４は、Ｄフ
リップフロップ１０が再能動化され、またカウンタ１４
を零にする零パルスが排他的オアゲート１３により伝達
されるまで、カウントを１！続する。しかし、零になる
以前に、カウンタ１４はそのピーク値を、クロックされ
るフリップフロップ１７およびアンドゲート１８を経て
クロックされる記憶ユニット８内のレジスタ１６に転送
する。
つかの特性的事象を含んでいる入力信号Ｉｓは、第２図
中に示されているように、デルタ変調器６に供給される
。事象が検出されると直ちに、積分キャパシタ１２の反
対側が信号を＋■／Ｃもしくは−Ｉ／Ｃ（ここで１は電
流発生器の電流（プログラム可能）、またＣは積分キャ
パシタ１２のキャパシタンス）の傾斜でコンパレータ９
の非反転入力端に転送する。Ｄフリップフロップ１０が
一方の状態から他方の状態へ切換わる時には常に、排他
的オアゲート１３が事象検出器７内のカウンタ１４を零
にする。入力信号Ｉｓの傾斜が＋Ｉ／Ｃを超過し、また
は−Ｔ／Ｃよりも低下する時（すなわち高い値の事象の
生起時）には、Ｄフリップフロップ１０は切換わらない
。その結果として、事象検出器７のタイムカウンタ１４
は零にされない。タイムカウンタ１４の出力りは増大し
、また参照時間Ｔ０と一致し、第３図中に示されている
ように検出信号Ｅを発生させる。カウンタ１４は、Ｄフ
リップフロップ１０が再能動化され、またカウンタ１４
を零にする零パルスが排他的オアゲート１３により伝達
されるまで、カウントを１！続する。しかし、零になる
以前に、カウンタ１４はそのピーク値を、クロックされ
るフリップフロップ１７およびアンドゲート１８を経て
クロックされる記憶ユニット８内のレジスタ１６に転送
する。
第３図は第２図の最大値測定回路１における種々の段階
の信号を示すパルスダイアグラムである。
の信号を示すパルスダイアグラムである。
レジスタ１６（第２図参照）の出力信号Ｔ７はカウンタ
１４（Ｄ）により得られた最終値に相当し、また Ｔ、＝を丁 −ｔ。
１４（Ｄ）により得られた最終値に相当し、また Ｔ、＝を丁 −ｔ。
により与えられる。Ｔ７は最大値Ｐの尺度であるから、
それは、差計算回路３内のマージンを計算するのに、感
度設定Ｓと相イ以であり、またＴｏ“Ｌｏ Ｌ。
それは、差計算回路３内のマージンを計算するのに、感
度設定Ｓと相イ以であり、またＴｏ“Ｌｏ Ｌ。
により与えられる参照時間ＴＤと組み合わせて用いられ
得る。こうして検出マージンは Ｍ−（（Ｔ、−ＴＯ）／ＴＤ ） ・１００％により
与えられる。
得る。こうして検出マージンは Ｍ−（（Ｔ、−ＴＯ）／ＴＤ ） ・１００％により
与えられる。
もしこのマージンがあまりに小さいならば、すなわちも
しレジスタ１６の出力値が参照時間ＴＤの値よりもごく
わずかに大きいならば、特性的事象を見逃す確率が高く
、しきいが減少されるべきであることを示す。もしマー
ジンが非常に大きいならば、特性的事象として他の信号
を誤って識別するのを防止するため、しきいが増大され
なければならない。
しレジスタ１６の出力値が参照時間ＴＤの値よりもごく
わずかに大きいならば、特性的事象を見逃す確率が高く
、しきいが減少されるべきであることを示す。もしマー
ジンが非常に大きいならば、特性的事象として他の信号
を誤って識別するのを防止するため、しきいが増大され
なければならない。
第４図には、電気的構成要素を入れた金属ハウジング２
１を含んでいる心臓ペーサ−２０が示されている。図示
されている構成要素は先に第１図中に示されているパル
ス発生器２２、制御ユニット２３および検出回路２４で
ある。検出回路２４は前記のように最大値測定回路１、
検出器２、差計算回路３およびデータ確立回路４を含ん
でいる。
１を含んでいる心臓ペーサ−２０が示されている。図示
されている構成要素は先に第１図中に示されているパル
ス発生器２２、制御ユニット２３および検出回路２４で
ある。検出回路２４は前記のように最大値測定回路１、
検出器２、差計算回路３およびデータ確立回路４を含ん
でいる。
パルス発生器２２の信号出力端２５はベーシング導線２
６およびベーシング電極２７を通じて患者の心臓の心房
または心室と電気的に接続されている。中性の電極が金
属ハウジング２１により形成されている。
６およびベーシング電極２７を通じて患者の心臓の心房
または心室と電気的に接続されている。中性の電極が金
属ハウジング２１により形成されている。
ベーシング導線２６およびベーシング電極２７はハウジ
ング２１と一緒に、患者の心臓の脱分極を検出するため
の検出手段としての役割をする。
ング２１と一緒に、患者の心臓の脱分極を検出するため
の検出手段としての役割をする。
この脱分極信号は入力信号Ｉｓとしての検出回路２４へ
の入力である。信号Ｉｓは、第１図で説明したように、
検出回路２４において処理される。
の入力である。信号Ｉｓは、第１図で説明したように、
検出回路２４において処理される。
検出器２により供給される検出信号ＤＳは制御ユニット
２３へ追加的に伝達される。もし制御ユニット２３が検
出回路２４から検出信号ＤＳを受信するならば、それは
パルス発生器２２が刺激パルスを発生するのを禁止する
。もし検出信号ＤＳが制御ユニット２３により受信され
なければ、禁止は行われず、従って刺激パルスがパルス
発生器２２により発生される。
２３へ追加的に伝達される。もし制御ユニット２３が検
出回路２４から検出信号ＤＳを受信するならば、それは
パルス発生器２２が刺激パルスを発生するのを禁止する
。もし検出信号ＤＳが制御ユニット２３により受信され
なければ、禁止は行われず、従って刺激パルスがパルス
発生器２２により発生される。
参照符号２８および２９を付されているのは、それぞれ
信号入力端および信号出力端である。いずれも、たとえ
ば、患者の身体の外に置かれている構成との間で信号を
授受する、ハウジング２１から絶縁されたアンテナとし
て構成され得る。信号出力端２９から、信号は外に置か
れているデータ評価回路５（第１図参照）へ伝達される
。データ評価回路５は最適な感度設定を計算する。最適
な感度設定は検出回路２４へ送り返され、また信号入力
＃４２８でペースメーカ２０により受信され以上に本発
明を特定の好ましい実施例について説明してきたが、本
発明はこれらの実施例に限定されるものではなく、本発
明の範囲内でディジタル構成要素ではなくアナログ構成
要素を使用しての回路設計のような種々の変更例が可能
であることは当業者にとって明らかであろう。
信号入力端および信号出力端である。いずれも、たとえ
ば、患者の身体の外に置かれている構成との間で信号を
授受する、ハウジング２１から絶縁されたアンテナとし
て構成され得る。信号出力端２９から、信号は外に置か
れているデータ評価回路５（第１図参照）へ伝達される
。データ評価回路５は最適な感度設定を計算する。最適
な感度設定は検出回路２４へ送り返され、また信号入力
＃４２８でペースメーカ２０により受信され以上に本発
明を特定の好ましい実施例について説明してきたが、本
発明はこれらの実施例に限定されるものではなく、本発
明の範囲内でディジタル構成要素ではなくアナログ構成
要素を使用しての回路設計のような種々の変更例が可能
であることは当業者にとって明らかであろう。
第１図は本発明の原理を示す概要ブロック図、第２図は
本発明の原理による事象検出器の好ましい実施例の詳細
回路図、第３図は第２図中に示されている回路に対する
パルスダイアグラム、第４図は本発明の原理による心臓
ペーサ−の概要ブロック図である。 １・・・最大イ直測定回路 ２・・・検出器 ３・・・差計算回路 ４・・・データ確立回路 ５・・・データ評価回路 ６・・・デルタ変調器 ７・・・事象検出器 ８・・・記憶ユニット ９・・・コンパレータ １０・・・Ｄフリップフロップ １１・・・電流発生器 １２・・・積分キャパシタ １３・・・排他的オアゲート Ｉ４・・・カウンタ １５・・・コンパレータ １６・・・レジスタ ２０・・・心臓ペーサ− ２１・・・金属ハウジング ２２・・・パルス発生器 ２３・・・制御ユニット ２４・・・検出回路 ２５・・・信号出力端 ２６・・・ベーシング導線 ２７・・・ベーシング１ｉｔ掻 ２８・・・信号入力端 ＦＩＧ １ ＦＩＧ ４
本発明の原理による事象検出器の好ましい実施例の詳細
回路図、第３図は第２図中に示されている回路に対する
パルスダイアグラム、第４図は本発明の原理による心臓
ペーサ−の概要ブロック図である。 １・・・最大イ直測定回路 ２・・・検出器 ３・・・差計算回路 ４・・・データ確立回路 ５・・・データ評価回路 ６・・・デルタ変調器 ７・・・事象検出器 ８・・・記憶ユニット ９・・・コンパレータ １０・・・Ｄフリップフロップ １１・・・電流発生器 １２・・・積分キャパシタ １３・・・排他的オアゲート Ｉ４・・・カウンタ １５・・・コンパレータ １６・・・レジスタ ２０・・・心臓ペーサ− ２１・・・金属ハウジング ２２・・・パルス発生器 ２３・・・制御ユニット ２４・・・検出回路 ２５・・・信号出力端 ２６・・・ベーシング導線 ２７・・・ベーシング１ｉｔ掻 ２８・・・信号入力端 ＦＩＧ １ ＦＩＧ ４
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １）電気信号内の事象を検出するための方法において、 ａ）前記信号に対するしきいを事象により 超過されるようなレベルに確立する過程と、ｂ）確立さ
れた前記しきいを超過する前記 事象の最大値を測定する過程と、 ｃ）前記事象の最大値と確立された前記し きいとの間の差を確立する過程と、 ｄ）前記差に関係して前記しきいを評価す る過程と を含んでいることを特徴とする電気信号内の事象検出方
法。 ２）前記差が前記しきいの分数として表されていること
を特徴とする請求項１記載の方法。 ３）前記しきいが前記差に関係して追加的に制御される
ことを特徴とする請求項１記載の方法。 ４）前記しきいが前記差によりまた追加的に所望のしき
い値により制御されることを特徴とする請求項３記載の
方法。 ５）前記所望の値が以前の差値のヒストグラムから導き
出されていることを特徴とする請求項４記載の方法。 ６）前記所望の値が以前の差値の時間的発生を表すダイ
アグラムから導き出されていることを特徴とする請求項
４記載の方法。 ７）電気信号内の事象を検出するための装置において、 ａ）前記信号に対するしきいを事象により 超過されるようなレベルに確立するための手段と、 ｂ）確立された前記しきいを超過する前記 事象の最大値を測定するための手段と、 ｃ）前記事象の最大値と確立された前記し きいとの間の差を確立するための手段と、 ｄ）前記差に関係して前記しきいを評価す るための手段と を含んでいることを特徴とする電気信号内の事象検出装
置。 ８）前記差が前記しきいの分数として表されていること
を特徴とする請求項７記載の装置。 ９）前記しきいが前記差に関係して追加的に制御される
ことを特徴とする請求項７記載の装置。 １０）前記しきいが前記差によりまた追加的に所望のし
きい値により制御されることを特徴とする請求項９記載
の装置。 １１）前記所望の値が以前の差値のヒストグラムから導
き出されていることを特徴とする請求項１０記載の装置
。 １２）前記所望の値が以前の差値の時間的発生を表すダ
イアグラムから導き出されていることを特徴とする請求
項１０記載の装置。 １３）患者の心臓を刺激するための心臓ペーサーにおい
て、 ａ）刺激パルスを発生するための発生手段 と、 ｂ）心臓の心室および（または）心房部分 に置かれるべく設計されており、前記発生手段と電気的
に接続されているペーシング電極と、 ｃ）心臓内で起こる脱分極信号内の事象を 検出するための検出手段であって、 ｃ１）前記信号に対するしきいを事象に より超過されるようなレベルに確立するた めの手段と、 ｃ２）確立された前記しきいを超過する 前記事象の最大値を測定するための手段と、ｃ３）前記
事象の最大値と確立された前 記しきいとの間の差を確立するための手段 と、 ｃ４）前記差に関係して前記しきいを評 価するための手段と を含んでいる検出手段と、 ｄ）前記検出手段からの応答信号に関係し て前記発生手段を制御するための制御手段 と を含んでいることを特徴とする心臓ペーサー。 １４）評価手段が前記差に関係して前記しきいを追加的
に制御することを特徴とする請求項１３記載の心臓ペー
サー。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US13707987A | 1987-12-23 | 1987-12-23 | |
| US137079 | 1987-12-23 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01204678A true JPH01204678A (ja) | 1989-08-17 |
Family
ID=22475739
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP32319588A Pending JPH01204678A (ja) | 1987-12-23 | 1988-12-20 | 電気信号内の事象検出方法および装置ならびに心臓ペーサー |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0321764A1 (ja) |
| JP (1) | JPH01204678A (ja) |
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Family Cites Families (2)
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|---|---|---|---|---|
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-
1988
- 1988-12-05 EP EP88120264A patent/EP0321764A1/en not_active Withdrawn
- 1988-12-20 JP JP32319588A patent/JPH01204678A/ja active Pending
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0321764A1 (en) | 1989-06-28 |
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