JPH02116383A - 医療刺激装置 - Google Patents
医療刺激装置Info
- Publication number
- JPH02116383A JPH02116383A JP1240930A JP24093089A JPH02116383A JP H02116383 A JPH02116383 A JP H02116383A JP 1240930 A JP1240930 A JP 1240930A JP 24093089 A JP24093089 A JP 24093089A JP H02116383 A JPH02116383 A JP H02116383A
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- output
- current
- voltage
- transistors
- drain
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- Pending
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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
- A61N1/37—Monitoring; Protecting
- A61N1/3706—Pacemaker parameters
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Measurement Of Resistance Or Impedance (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】
く産業上の利用分腎〉
本発明は、一殻に人体植え込みペースメーカに係り特に
心臓への出力電流の測定が出来る出力回路トポロジイに
関する。
心臓への出力電流の測定が出来る出力回路トポロジイに
関する。
〈従来の技術〉
人体植え込みベースメーカはリード系を通して心臓に連
結される。その作動に当なり、ベースメーカは周期的に
電気出力刺激を発し、これは心臓の複雑なインピーダン
スに与えられる。心臓に与えられるエネルギー量はリー
ド及び心臓組織の抵抗により定まる。このインピーダン
スあるいは閾値を人体植え込みの際に測定し、リードの
位置を最適な場所に定め、ペーサの寿命を最大にするの
が普通である。この重要な測定はオツシロスコープある
いはもっと頻繁にはベーシングシステムアナライザ即ち
ＰＳＡと呼ばれる特殊な測定器により行われている。
結される。その作動に当なり、ベースメーカは周期的に
電気出力刺激を発し、これは心臓の複雑なインピーダン
スに与えられる。心臓に与えられるエネルギー量はリー
ド及び心臓組織の抵抗により定まる。このインピーダン
スあるいは閾値を人体植え込みの際に測定し、リードの
位置を最適な場所に定め、ペーサの寿命を最大にするの
が普通である。この重要な測定はオツシロスコープある
いはもっと頻繁にはベーシングシステムアナライザ即ち
ＰＳＡと呼ばれる特殊な測定器により行われている。
リードが心臓組織となじんだ後で心臓より取出し得る信
号限界とこれに与えられろエネルギーが１３者により推
定される。出力パルスのプログラム可能なペーサのおか
げで医者はペーサの出力を患者の要求限度に合オ）せろ
ことが出来、従って植え込み装置の寿命を延ばすことが
出来ろ。
号限界とこれに与えられろエネルギーが１３者により推
定される。出力パルスのプログラム可能なペーサのおか
げで医者はペーサの出力を患者の要求限度に合オ）せろ
ことが出来、従って植え込み装置の寿命を延ばすことが
出来ろ。
医者による予後経過観察を助けろため現在のペーサは出
力パルスパラメータを観察する内部回路を利用してこの
情報をプログラマを通じて医者にテレメータ通信するよ
うになっている。この情報はベースメーカ及びそのリー
ドの性能を評価するのに用いられる。
力パルスパラメータを観察する内部回路を利用してこの
情報をプログラマを通じて医者にテレメータ通信するよ
うになっている。この情報はベースメーカ及びそのリー
ドの性能を評価するのに用いられる。
〈発明が解決しようとする課題〉
このような技術において提起される問題点は、リード電
流の実測値とプログラマにより与えられろ付与エネルギ
との差、即ちＰＳＡとオッシロスコープとの食い違いに
ある。これらの差は、主として測定原理の差に基因する
。
流の実測値とプログラマにより与えられろ付与エネルギ
との差、即ちＰＳＡとオッシロスコープとの食い違いに
ある。これらの差は、主として測定原理の差に基因する
。
代表的には従来のペーサではリードｍ流の出力回路に直
列に抵抗を置いて測定していた。ベーシング刺激の付与
中、抵抗による電圧降下が測定され、テレメータ出力と
なる。この技術は測定誤差を少なくするために高精度の
抵抗体を必要とする。
列に抵抗を置いて測定していた。ベーシング刺激の付与
中、抵抗による電圧降下が測定され、テレメータ出力と
なる。この技術は測定誤差を少なくするために高精度の
抵抗体を必要とする。
又、この技術は故障すれば出力がなくなることになる部
品を用いているし、更に、この技術は制定用抵抗を含む
から出力エネルギの浪費にもつながる。
品を用いているし、更に、この技術は制定用抵抗を含む
から出力エネルギの浪費にもつながる。
く課題を解決するための手段〉
この従来技術に対し、本発明においては心臓組織を通し
て放電されるキャパシタに並列に作動する多数（代表的
には２００ケ）のＦＥＴを用いろ。
て放電されるキャパシタに並列に作動する多数（代表的
には２００ケ）のＦＥＴを用いろ。
ペーサリード電流はこれらのトランジスタの中種く少数
（代表的には２ケ）を通る電流測定により監視される。
（代表的には２ケ）を通る電流測定により監視される。
Ｔｉ流監視機能は、パルスが出力されている間、１回あ
るいはそれ以上電圧測定をなすアナログ−デジタルコン
バータに結合された電流−電圧コンバークにより達成さ
れる。出力パルスのリーデンゲエッジやトレイリングエ
ツジについても測定タイミングがとれろ能力はテレメー
タ送イＳされるベーシング電流データを施術室測定デー
タと一致させ得る可能性を与え上記した食い違いによる
混乱を減少する。
るいはそれ以上電圧測定をなすアナログ−デジタルコン
バータに結合された電流−電圧コンバークにより達成さ
れる。出力パルスのリーデンゲエッジやトレイリングエ
ツジについても測定タイミングがとれろ能力はテレメー
タ送イＳされるベーシング電流データを施術室測定デー
タと一致させ得る可能性を与え上記した食い違いによる
混乱を減少する。
なお、ｆＩｉ流−電圧コンバータより現れた電圧は付加
回路を通してＦＥＴのゲートに印加して一定電流出力の
パルスを作るようにする。
回路を通してＦＥＴのゲートに印加して一定電流出力の
パルスを作るようにする。
〈実施例〉
第１、第２図に示す回路は簡単なペーサ出力回路を示し
、同じ部品に対しては同じ記号数字をもって示す。
、同じ部品に対しては同じ記号数字をもって示す。
パルス発生ロジック（図示せず）により発生されるロジ
ックレベルベース信号が端子（１２）に結合され、出力
パルスを発生開始する。この出力パルスは従来のリー・
ド系を経て心Ｍ （１０）に結合せられるが１．これは
従来のチップ電極及びケース即ちリング電極を含む従来
のリード系を経て心１ｆｆｌ （１０）に結合される。
ックレベルベース信号が端子（１２）に結合され、出力
パルスを発生開始する。この出力パルスは従来のリー・
ド系を経て心Ｍ （１０）に結合せられるが１．これは
従来のチップ電極及びケース即ちリング電極を含む従来
のリード系を経て心１ｆｆｌ （１０）に結合される。
第３図に示す出力パルスの終りにおいては充電抵抗（２
２）が心Ｍ（１０）を通じて出力キャパシタ（２４）を
充電する。
２）が心Ｍ（１０）を通じて出力キャパシタ（２４）を
充電する。
端子（１２）に存在する制御電圧は多数のモノリシック
ＦＥＴのゲートに配分される。これら電圧制御装置は出
力電流を配分する。グイ位相幾何学及び幾何学の制約内
で各ＦＥＴは同一であり、出力電流を等しく受は持つ。
ＦＥＴのゲートに配分される。これら電圧制御装置は出
力電流を配分する。グイ位相幾何学及び幾何学の制約内
で各ＦＥＴは同一であり、出力電流を等しく受は持つ。
この配列体の中の１つあるいは若干のトランジスタが選
ばれ電流監視回路に接続せられる。このサンプリングト
ランジスタに流れろ電流は配列体により供給される全電
流を代表する。電流監視用の図示回路には演算増幅器（
１８）が含まれ、これはデジクルーアナログコンバータ
（２Ｇ）に結合される。動作において、ドレイン−ソー
ス電流が演算増幅器（１８）と抵抗（２５）により電圧
に変えるれる。
ばれ電流監視回路に接続せられる。このサンプリングト
ランジスタに流れろ電流は配列体により供給される全電
流を代表する。電流監視用の図示回路には演算増幅器（
１８）が含まれ、これはデジクルーアナログコンバータ
（２Ｇ）に結合される。動作において、ドレイン−ソー
ス電流が演算増幅器（１８）と抵抗（２５）により電圧
に変えるれる。
（Ｖ出力＝ −ｉ Ｘ Ｒ）。この電圧はアナログ−デ
ジタルコンバータにより二進数に変換される。
ジタルコンバータにより二進数に変換される。
電流測定値はリモート即ち外部受診機へと伝達される。
外部測定器はテレメータ送信された情報を出力電流、リ
ードインピーダンスあるいは出力パルスエネルギの測定
値に変換する。
ードインピーダンスあるいは出力パルスエネルギの測定
値に変換する。
出力端子（１４）と心臓負荷（１０）に接続された回路
アース（１６）との間に発生される波形を第３図に示す
。
アース（１６）との間に発生される波形を第３図に示す
。
第３図に示す出力パルスは出力キャパシタ（２４）が心
１ｉｄ（１０）の電流制限インピーダンス及び出力トラ
ンジスタのドレイン−ソース抵抗群を通して放電される
時に発生される。また出力パルスの幅ば）・ランジスク
のｌｌ ＯＮ １１時間に等しい。
１ｉｄ（１０）の電流制限インピーダンス及び出力トラ
ンジスタのドレイン−ソース抵抗群を通して放電される
時に発生される。また出力パルスの幅ば）・ランジスク
のｌｌ ＯＮ １１時間に等しい。
キャパシタ（２４）の電圧は初期電圧Ｖ１からトランジ
スタのＯＮ”時間中に最終電圧ｖ２へと指数関数的に減
衰する。電圧の差は入力端子（１４）に存在する負荷に
比例する。
スタのＯＮ”時間中に最終電圧ｖ２へと指数関数的に減
衰する。電圧の差は入力端子（１４）に存在する負荷に
比例する。
出力電流を監視する時間（１ｆｆＩ）は医者に表示する
電流測定値と他の装置で測定した値とが一致するように
選定する。この較正技術はリードインピーダンスが一定
と考え、従って瞬時出力電流は瞬時出力電圧に比例する
と考える。この場合、出力電圧が■１である時になされ
た電流計測値は出力電圧がｖｌである時に計測された計
測値より高いことになる。
電流測定値と他の装置で測定した値とが一致するように
選定する。この較正技術はリードインピーダンスが一定
と考え、従って瞬時出力電流は瞬時出力電圧に比例する
と考える。この場合、出力電圧が■１である時になされ
た電流計測値は出力電圧がｖｌである時に計測された計
測値より高いことになる。
Ｖｌ、Ｖ２両電圧において電流を測定し、そして出力？
ｆｆ流の算術平均を計算するのも一般的である。同様に
してｖｌにおける測定はピーク値を与えるのも明らかで
ある。ｖｌの後の一定の時間（ｔ ｍ ＝ ９０マイク
ロセカンド）における測定は−ｍに利用しているベーシ
ングシステム１ナライザに類似した値を示すと考えられ
る。
ｆｆ流の算術平均を計算するのも一般的である。同様に
してｖｌにおける測定はピーク値を与えるのも明らかで
ある。ｖｌの後の一定の時間（ｔ ｍ ＝ ９０マイク
ロセカンド）における測定は−ｍに利用しているベーシ
ングシステム１ナライザに類似した値を示すと考えられ
る。
なお第２図に示すようにサンプリングトランジスタ電流
から導き出された演算増幅器の出力電圧は出力トランジ
スタのゲートを駆動する制御電圧としても用いられゲー
ト制御回′ｌ５（２６）を介して一定ｆｆｉ流出力を与
える。動作に際し、演算増幅器（１８）の出力は図中Ｑ
１、Ｑ２、Ｑ３、Ｑ４及びＱＮで示す出力トランジスタ
の所要のドレイン−ソース電流に応じて公称の駆動電圧
にバイヤスされる。
から導き出された演算増幅器の出力電圧は出力トランジ
スタのゲートを駆動する制御電圧としても用いられゲー
ト制御回′ｌ５（２６）を介して一定ｆｆｉ流出力を与
える。動作に際し、演算増幅器（１８）の出力は図中Ｑ
１、Ｑ２、Ｑ３、Ｑ４及びＱＮで示す出力トランジスタ
の所要のドレイン−ソース電流に応じて公称の駆動電圧
にバイヤスされる。
全配列体から負荷に与えられるＭ３流がインピーダンス
増加のため少なくなったとすると、演算増幅器の出力に
おける制＃電圧はゲート電圧を増加し、配列体トランジ
スタのドレイン−ソース電流を増し、出力電流を所要レ
ベルに調節する。
増加のため少なくなったとすると、演算増幅器の出力に
おける制＃電圧はゲート電圧を増加し、配列体トランジ
スタのドレイン−ソース電流を増し、出力電流を所要レ
ベルに調節する。
２０ デジクルーアナログコンバータ、２２・・充電抵
抗、 ２４ 出力キャパシタ、Ｑｌ、Ｑ２・・・ＱＮ
・ＦＥ、Ｔ
抗、 ２４ 出力キャパシタ、Ｑｌ、Ｑ２・・・ＱＮ
・ＦＥ、Ｔ
Claims (4)
- （１）刺激パルスを発する出力回路に連結されたリード
系と該刺激パルスの特性を測定する測定手段とを有する
型式の医療刺激装置において、 上記出力段は出力キャパシタ及び該出力キャパシタを上
記リード系へと結合するための複数個の並列接続された
メタルオキサイド半導体出力トランジスタとを具備して
なること、及び、 上記測定手段が上記出力トランジスタの少なくとも１つ
に結合されて上記刺激パルス発生中、上記出力トランジ
スタのドレイン−ソース電流を監視する電流測定手段よ
りなることとを特徴とする医療刺激装置。 - （２）上記測定手段が少なくとも１つの上記監視用トラ
ンジスタのソースと基準電位源との間に接続された電流
−電圧変換用演算増幅器よりなることを特徴とする請求
項１記載の医療刺激装置。 - （３）上記測定手段が上記電流−電圧変換器の電圧出力
に結合されたアナログ−デジタルコンバータを具備し、
然して上記トランジスタにより監視される電流が数に変
換されることを特徴とする前記請求項２に記載の医療刺
激装置。 - （４）上記電流−電圧変換器の電圧出力が出力増幅器の
ゲートに供給され、ゲート電圧を調節して配列体トラン
ジスタのドレイン−ソース電流を制御し、然して出力電
流を所要レベルに調節することを特徴とする前記請求項
２または３のいずれかに記載の医療刺激装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US246,600 | 1981-03-23 | ||
| US07/246,600 US4949720A (en) | 1988-09-20 | 1988-09-20 | Apparatus for measuring the lead current in a pacemaker |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02116383A true JPH02116383A (ja) | 1990-05-01 |
Family
ID=22931349
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1240930A Pending JPH02116383A (ja) | 1988-09-20 | 1989-09-19 | 医療刺激装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4949720A (ja) |
| EP (1) | EP0360551A3 (ja) |
| JP (1) | JPH02116383A (ja) |
| CA (1) | CA1316987C (ja) |
Families Citing this family (27)
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| SE9602440D0 (sv) * | 1996-06-20 | 1996-06-20 | Pacesetter Ab | Medical apparatus |
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| EA201991839A1 (ru) | 2017-02-08 | 2020-02-17 | Байер Акциенгезельшафт | Новые производные триазолтиона |
| BR112019016241A2 (pt) | 2017-02-08 | 2020-04-07 | Bayer Cropscience Ag | derivados de triazol e seu uso como fungicidas |
| WO2018145934A1 (en) | 2017-02-08 | 2018-08-16 | Bayer Cropscience Aktiengesellschaft | Novel triazole derivatives |
| CA3052898A1 (en) | 2017-02-10 | 2018-08-16 | Bayer Aktiengesellschaft | Composition for controlling harmful microorganisms comprising 1 -(phenoxy-pyridinyl)-2-(1,2,4-triazol-1 -yl)-ethanol derivatives |
| EP3421460A1 (en) | 2018-03-15 | 2019-01-02 | Bayer Aktiengesellschaft | 2-[(4-alkylphenoxy)-pyridinyl]-1-(1,2,4-triazol-1-yl)alkan-2-ol fungicides |
| WO2020020813A1 (en) | 2018-07-25 | 2020-01-30 | Bayer Aktiengesellschaft | Fungicidal active compound combinations |
| EP3620053A1 (en) | 2018-12-14 | 2020-03-11 | Bayer Aktiengesellschaft | Fungicidal active compound combinations |
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1988
- 1988-09-20 US US07/246,600 patent/US4949720A/en not_active Expired - Lifetime
-
1989
- 1989-09-18 CA CA000611722A patent/CA1316987C/en not_active Expired - Fee Related
- 1989-09-19 EP EP19890309491 patent/EP0360551A3/en not_active Withdrawn
- 1989-09-19 JP JP1240930A patent/JPH02116383A/ja active Pending
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CA1316987C (en) | 1993-04-27 |
| EP0360551A3 (en) | 1992-06-10 |
| EP0360551A2 (en) | 1990-03-28 |
| US4949720A (en) | 1990-08-21 |
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