JPH0344785B2 - - Google Patents
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- JPH0344785B2 JPH0344785B2 JP15936981A JP15936981A JPH0344785B2 JP H0344785 B2 JPH0344785 B2 JP H0344785B2 JP 15936981 A JP15936981 A JP 15936981A JP 15936981 A JP15936981 A JP 15936981A JP H0344785 B2 JPH0344785 B2 JP H0344785B2
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- Japan
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- signal
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- digital
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- level signal
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- 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
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0002—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network
- A61B5/0004—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network characterised by the type of physiological signal transmitted
- A61B5/0006—ECG or EEG signals
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
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- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
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- 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
- A61N1/3727—Details of algorithms or data aspects of communication system, e.g. handshaking, transmitting specific data or segmenting data characterised by the modulation technique
-
- G—PHYSICS
- G08—SIGNALLING
- G08C—TRANSMISSION SYSTEMS FOR MEASURED VALUES, CONTROL OR SIMILAR SIGNALS
- G08C19/00—Electric signal transmission systems
- G08C19/16—Electric signal transmission systems in which transmission is by pulses
- G08C19/24—Electric signal transmission systems in which transmission is by pulses using time shift of pulses
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- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
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- Veterinary Medicine (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
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- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、ペースメーカなどの植込み型医用装
置に関し、更に具体的に云うと診断目的のために
情報をペースメーカから遠隔の受信装置へ送信す
るための遠隔測定装置（telemetry system）に
関する。
置に関し、更に具体的に云うと診断目的のために
情報をペースメーカから遠隔の受信装置へ送信す
るための遠隔測定装置（telemetry system）に
関する。
自然の心臓活動が行われていない場合に心臓へ
刺激パルスを与えるためのペースメーカは周知で
ある。最初は、そのようなペースメーカはアナロ
グ個別部品で組立てられた。より最近設計された
ペースメーカは、モノリシツク形式で実現された
デジタル回路を用いている。モノリシツクデジタ
ル実行の結果発生した複雑性は、プログラム可能
性を具え、所望のペースメーカ特徴を与えるのに
用いられている。そのような先行技術の１例が、
マクドナルドらに対する1979年11月５日付で出願
された米国特許第4276883号（1981年７月７日登
録）である。この特許は、ペーシングレート及び
パルス幅を含む多数のプログラム可能な特徴を有
するペースメーカを開示している。これらのオペ
レーテイングパラメータに関する情報は、デジタ
ル形式でペースメーカのメモリに記憶される。植
込み後に、診断のためにこれらの記憶場所を読出
すことが望ましい。導線（リード）のインピーダ
ンス、電池電圧及び患者の心臓内電気記録図など
の診断目的に有用な追加された情報は、本来アナ
ログ的な性質のものであり、ペースメーカ内のそ
の他のデジタル情報とは直接には両立しない。こ
のため従来のデジタル変復調装置は、ペースメー
カ遠隔測定装置（システム）には適用できない。
その理由は、それらの変復調装置を用いるには、
上述のアナログデータを伝送する前に数値に周期
的に変換する必要があるからである。
刺激パルスを与えるためのペースメーカは周知で
ある。最初は、そのようなペースメーカはアナロ
グ個別部品で組立てられた。より最近設計された
ペースメーカは、モノリシツク形式で実現された
デジタル回路を用いている。モノリシツクデジタ
ル実行の結果発生した複雑性は、プログラム可能
性を具え、所望のペースメーカ特徴を与えるのに
用いられている。そのような先行技術の１例が、
マクドナルドらに対する1979年11月５日付で出願
された米国特許第4276883号（1981年７月７日登
録）である。この特許は、ペーシングレート及び
パルス幅を含む多数のプログラム可能な特徴を有
するペースメーカを開示している。これらのオペ
レーテイングパラメータに関する情報は、デジタ
ル形式でペースメーカのメモリに記憶される。植
込み後に、診断のためにこれらの記憶場所を読出
すことが望ましい。導線（リード）のインピーダ
ンス、電池電圧及び患者の心臓内電気記録図など
の診断目的に有用な追加された情報は、本来アナ
ログ的な性質のものであり、ペースメーカ内のそ
の他のデジタル情報とは直接には両立しない。こ
のため従来のデジタル変復調装置は、ペースメー
カ遠隔測定装置（システム）には適用できない。
その理由は、それらの変復調装置を用いるには、
上述のアナログデータを伝送する前に数値に周期
的に変換する必要があるからである。
上記とは対照的に、本発明のパルス間隔の遠隔
測定装置は、数値への変換を行わずにアナログデ
ータを伝送することができ、デジタルデータとア
ナログデータの両方を順次伝送することができ
る。このデータは、遠隔地にある受信装置へアナ
ログ形式又はデジタル形式で個々にかつ直列に伝
送される。
測定装置は、数値への変換を行わずにアナログデ
ータを伝送することができ、デジタルデータとア
ナログデータの両方を順次伝送することができ
る。このデータは、遠隔地にある受信装置へアナ
ログ形式又はデジタル形式で個々にかつ直列に伝
送される。
本発明において、名目値についてのパルス間隔
を変化させる手段に対応する構成は、符号される
情報の種類（type）に応答して選択される複数の
電流源を具える。
を変化させる手段に対応する構成は、符号される
情報の種類（type）に応答して選択される複数の
電流源を具える。
本発明の装置は、無線周波搬送波信号を発生さ
せるための共振タンク回路を具えている。このタ
ンク回路は、可変周波数発振器（VFO）の出力
周波数または周期によつて決定される周期的間隔
で動作する。従つて、VFO出力は、搬送波信号
の連続したパルス間の時間的間隔を変調する。
せるための共振タンク回路を具えている。このタ
ンク回路は、可変周波数発振器（VFO）の出力
周波数または周期によつて決定される周期的間隔
で動作する。従つて、VFO出力は、搬送波信号
の連続したパルス間の時間的間隔を変調する。
デジタル及びアナログ情報源は、VFOにイン
タフエースされVFO出力周期を変化させる。デ
ジタルモードにおいて、VFO出力は、第１の予
め選択された周期に変化され論理１を符号化し、
第２の予め選択された周期に変化され論理０を符
号化する。アナログモードでは、VFO出力は、
名目時間周期ほどの限られた範囲で絶えず変化し
てアナログデータを符号化する。
タフエースされVFO出力周期を変化させる。デ
ジタルモードにおいて、VFO出力は、第１の予
め選択された周期に変化され論理１を符号化し、
第２の予め選択された周期に変化され論理０を符
号化する。アナログモードでは、VFO出力は、
名目時間周期ほどの限られた範囲で絶えず変化し
てアナログデータを符号化する。
本発明のもう１つの特徴は、VFO出力を使用
してメモリ中の並列形式から遠隔伝送に適した直
列形式までデジタルデータの変換と同期させるこ
とである。
してメモリ中の並列形式から遠隔伝送に適した直
列形式までデジタルデータの変換と同期させるこ
とである。
発明の概要
本発明は、タンクコイルを付勢する遠隔測定論
理コードによつて固定値及び可変値の電流源の異
なる組合せを可能にし、リンギングタイプの可変
周波数RF信号を発生することによりデジタルデ
ータ及びアナログデータを遠隔受信機に送信（伝
送）する植込み型医用装置に使用するデータ遠隔
測定装置である。
理コードによつて固定値及び可変値の電流源の異
なる組合せを可能にし、リンギングタイプの可変
周波数RF信号を発生することによりデジタルデ
ータ及びアナログデータを遠隔受信機に送信（伝
送）する植込み型医用装置に使用するデータ遠隔
測定装置である。
一般的説明
上述したように、パルス間隔変調遠隔測定装置
は、植込まれた医用装置から遠隔の受信装置へア
ナログ及びデジタル情報を伝達するのに用いられ
る。ペースメーカの適用で云うと、アナログ情報
は、電池電圧、導線インピーダンスまたは患者の
心臓内電気記録図を含むであろう。同様に、典型
的なデジタルデータは、識別情報とともにプログ
ラムされたパルス幅及びレートセツテイングを含
むであろう。デジタル情報源として用いるのに適
したペースメーカの例は、上述したマクドナルド
らに対する1979年11月５日付で出願された米国特
許第4276883号に教示されている。この特許は、
デジタル的にプログラムされた情報を記憶するた
めのメモリを有するデジタル的に実行されたペー
スメーカを開示している。この情報は、一連の２
進数字として並列形式で記憶される。
は、植込まれた医用装置から遠隔の受信装置へア
ナログ及びデジタル情報を伝達するのに用いられ
る。ペースメーカの適用で云うと、アナログ情報
は、電池電圧、導線インピーダンスまたは患者の
心臓内電気記録図を含むであろう。同様に、典型
的なデジタルデータは、識別情報とともにプログ
ラムされたパルス幅及びレートセツテイングを含
むであろう。デジタル情報源として用いるのに適
したペースメーカの例は、上述したマクドナルド
らに対する1979年11月５日付で出願された米国特
許第4276883号に教示されている。この特許は、
デジタル的にプログラムされた情報を記憶するた
めのメモリを有するデジタル的に実行されたペー
スメーカを開示している。この情報は、一連の２
進数字として並列形式で記憶される。
患者の心臓内電気記録図などの適当なアナログ
情報源は、スタイン等に対する1978年11月６日付
で出願された米国特許第4266551号（1981年５月
12日登録）に見出すことができる。この特許に開
示されている回路は、本発明の遠隔測定装置（シ
ステム）に対して心臓内アナログ情報源を与える
のに使用されるであろう。
情報源は、スタイン等に対する1978年11月６日付
で出願された米国特許第4266551号（1981年５月
12日登録）に見出すことができる。この特許に開
示されている回路は、本発明の遠隔測定装置（シ
ステム）に対して心臓内アナログ情報源を与える
のに使用されるであろう。
第１図に概略的に図示したように、心臓１０は
心臓脱分極（depolarization）を検知し、心臓組
織を刺激するため留置カテーテル１１を具えてい
る。ペーサ論理はセンス増幅器３４を介して信号
を受信し、出力増幅器３３によつて刺激パルスを
伝える。図示されているペーサ論理１２は、メモ
リ１５に記憶されたパラメータデータの制御の下
で動作する。メモリ１５は、パラメータデータを
並列形式で含むが、そのデータは遠隔測定装置の
一部を構成するシフトレジスタ１６によりデータ
伝送用に直列化される。
心臓脱分極（depolarization）を検知し、心臓組
織を刺激するため留置カテーテル１１を具えてい
る。ペーサ論理はセンス増幅器３４を介して信号
を受信し、出力増幅器３３によつて刺激パルスを
伝える。図示されているペーサ論理１２は、メモ
リ１５に記憶されたパラメータデータの制御の下
で動作する。メモリ１５は、パラメータデータを
並列形式で含むが、そのデータは遠隔測定装置の
一部を構成するシフトレジスタ１６によりデータ
伝送用に直列化される。
動作する場合には、データ伝送は、周知の方法
によりペースメーカ内で磁気的に作動するリード
スイツチの閉鎖によつて遠隔的に開始される。次
いで、デジタルデータは、遠隔の受信装置へ２回
伝送され、そこでそのデータはデコードされ誤り
が検査される。デジタルデータの伝送につづいて
アナログデータがアナログ形式で伝送される。遠
隔測定装置（システム）は、リードスイツチを開
いて遠隔測定回路を使用禁止にする磁石をペース
メーカ側から除去することにより使用禁止され
る。
によりペースメーカ内で磁気的に作動するリード
スイツチの閉鎖によつて遠隔的に開始される。次
いで、デジタルデータは、遠隔の受信装置へ２回
伝送され、そこでそのデータはデコードされ誤り
が検査される。デジタルデータの伝送につづいて
アナログデータがアナログ形式で伝送される。遠
隔測定装置（システム）は、リードスイツチを開
いて遠隔測定回路を使用禁止にする磁石をペース
メーカ側から除去することにより使用禁止され
る。
更に、本発明の遠隔測定回路は、受信装置ブラ
ンキング回路を含んでおり、このブランキング回
路は、遠隔地のプログラマにより割込まれるアナ
ログ又はデジタルデータの伝送を可能にし、従つ
て遠隔情報の伝送を打切ることができ、その結果
ペースメーカは、遠隔のプログラマからより優先
度の高いプログラミング情報を受信できるように
なる。この機能は、遠隔プログラマからのRFエ
ネルギーの持続時間の長いバーストの存在を検出
するデジタル回路によつて達成されるが、このバ
ーストは、ペースメーカによつて受信されデコー
ドされて、遠隔測定装置（システム）をターンオ
フさせ、遠隔のプログラマからのプログラミング
情報の受信用デジタル回路を準備する。
ンキング回路を含んでおり、このブランキング回
路は、遠隔地のプログラマにより割込まれるアナ
ログ又はデジタルデータの伝送を可能にし、従つ
て遠隔情報の伝送を打切ることができ、その結果
ペースメーカは、遠隔のプログラマからより優先
度の高いプログラミング情報を受信できるように
なる。この機能は、遠隔プログラマからのRFエ
ネルギーの持続時間の長いバーストの存在を検出
するデジタル回路によつて達成されるが、このバ
ーストは、ペースメーカによつて受信されデコー
ドされて、遠隔測定装置（システム）をターンオ
フさせ、遠隔のプログラマからのプログラミング
情報の受信用デジタル回路を準備する。
発明の構成
制御端子を有する信号制御可変周波数発振器手
段を具え、アナログ値又はデジタル値の何れかを
示す植込み可能な医用装置からの信号を送信する
送信機において、 前記デジタル値及びアナログ値を示す情報信号
を前記制御端子に選択的に提供し、前記情報信号
が供給されていない時に存在する前記発振器手段
の名目上（nominal）出力周波数に関し、それに
応答して前記発振器手段の周波数を変更させる信
号適用手段（signal application means）と、 パルスエネルギーで付勢される時、所定の発振
のリンギング周波数を有するタンク回路及びアン
テナ手段と、 前記発振器手段及び、前記タンク回路及びアン
テナ手段に結合され、前記発振器手段の出力周波
数に比例する速度（rate）にて、パルスエネルギ
ーを前記タンク回路及びアンテナ手段に供給し、
それにより前記パルスは、減衰したりリンギング
信号として前記タンク回路及びアンテナ手段から
放射される駆動（drive）回路と、を具備し、 前記信号適用手段は、 第１状態において、デジタル値１を示す第１の
デジタル電流レベル信号を前記制御端子に与え、
第２状態において、デジタル０値を示す第２のデ
ジタル電流レベル信号を前記制御端子に与える選
択的に駆動される（activated）デジタル信号手
段と、 第１及び第２のアナログ情報源と、 選択された時に、前記第１の情報源の情報内容
に従つて第１のアナログ電流レベル信号か、前記
第２の情報源の情報内容に従つて第２のアナログ
電流レベル信号の何れかを与える選択的に駆動さ
れる（activated）アナログ信号手段と、 前記第１又は前記第２のアナログ電流レベル信
号の何れかを選択する手段と、 前記第１のデジタル電流レベル信号を前記第１
のアナログ電流レベル信号に選択的に加算し、か
つ、前記第２のデジタル電流レベル信号を前記第
２のアナログ電流レベル信号に選択的に加算する
手段と、 前記加算された電流レベル信号を前記制御端子
に与える手段と、を具備する。
段を具え、アナログ値又はデジタル値の何れかを
示す植込み可能な医用装置からの信号を送信する
送信機において、 前記デジタル値及びアナログ値を示す情報信号
を前記制御端子に選択的に提供し、前記情報信号
が供給されていない時に存在する前記発振器手段
の名目上（nominal）出力周波数に関し、それに
応答して前記発振器手段の周波数を変更させる信
号適用手段（signal application means）と、 パルスエネルギーで付勢される時、所定の発振
のリンギング周波数を有するタンク回路及びアン
テナ手段と、 前記発振器手段及び、前記タンク回路及びアン
テナ手段に結合され、前記発振器手段の出力周波
数に比例する速度（rate）にて、パルスエネルギ
ーを前記タンク回路及びアンテナ手段に供給し、
それにより前記パルスは、減衰したりリンギング
信号として前記タンク回路及びアンテナ手段から
放射される駆動（drive）回路と、を具備し、 前記信号適用手段は、 第１状態において、デジタル値１を示す第１の
デジタル電流レベル信号を前記制御端子に与え、
第２状態において、デジタル０値を示す第２のデ
ジタル電流レベル信号を前記制御端子に与える選
択的に駆動される（activated）デジタル信号手
段と、 第１及び第２のアナログ情報源と、 選択された時に、前記第１の情報源の情報内容
に従つて第１のアナログ電流レベル信号か、前記
第２の情報源の情報内容に従つて第２のアナログ
電流レベル信号の何れかを与える選択的に駆動さ
れる（activated）アナログ信号手段と、 前記第１又は前記第２のアナログ電流レベル信
号の何れかを選択する手段と、 前記第１のデジタル電流レベル信号を前記第１
のアナログ電流レベル信号に選択的に加算し、か
つ、前記第２のデジタル電流レベル信号を前記第
２のアナログ電流レベル信号に選択的に加算する
手段と、 前記加算された電流レベル信号を前記制御端子
に与える手段と、を具備する。
発振器
第１図を参照すると、無線周波搬送波信号は、
第１図の無線周波発振器のタンク回路により発生
される。タンク回路１４は、可変周波数発振器
（VFO）１３によつて決定される周期的間隔で付
勢される。共振タンク回路１４からの無線周波エ
ネルギーは、アンテナ１７に結合され、このアン
テナは遠隔の受信装置（図示せず）へこのエネル
ギーを放射する。
第１図の無線周波発振器のタンク回路により発生
される。タンク回路１４は、可変周波数発振器
（VFO）１３によつて決定される周期的間隔で付
勢される。共振タンク回路１４からの無線周波エ
ネルギーは、アンテナ１７に結合され、このアン
テナは遠隔の受信装置（図示せず）へこのエネル
ギーを放射する。
可変周波数発振器の反復レートは、VFO１３
の入力接点（node）１８において正味の充電率
（charging rate）を設定する多数の協動電流源に
よつてセツトされる。デジタル情報を伝送するた
めにデジタルモードで動作する場合には、電流源
は、論理１を符号化するために第１の特性充電率
を設定し、論理０を符号化するために第２の特性
充電率を設定する。
の入力接点（node）１８において正味の充電率
（charging rate）を設定する多数の協動電流源に
よつてセツトされる。デジタル情報を伝送するた
めにデジタルモードで動作する場合には、電流源
は、論理１を符号化するために第１の特性充電率
を設定し、論理０を符号化するために第２の特性
充電率を設定する。
第１図に示すように、３つの協動電流源２６，
２８及び３０は、制御論理、オペレーテイングス
イツチ２０，２２，２４により付勢される。これ
らの電流源の各々は、ターンオンされると、特性
電流Ｉ、0.5Iまたは0.25Iがコンデンサ３２へ供給
され、コンデンサ３２は節点（node）１８にお
いて電圧を発生する。コンデンサ３２の電圧がト
リツプレベル（trip level）に達すると、VFO出
力は、状態を変えて、タンク回路１４からのRF
エネルギーのバーストを開始させる。この結果、
RFエネルギーの連続するバースト間の時間的間
隔は、オンになつている電流源の数によつて決定
される。真理値表第２図は、本発明の符号化構成
と各種電流源の状態との間の関係を示す。図示さ
れているように、論理“１”信号は、スイツチ２
４を閉じて電流源３０を付勢することによつて符
号化され、それはコンデンサ３２に対してマグニ
チユードＩの一定の充電率を与える。好ましい実
施例においては、この特性充電率の結果パルス間
隔1000マイクロ秒となる。同様に、論理“０”は
２つの電流源２８及び３０を付勢することによつ
て符号化され、その結果正味の充電率は1.5Iとな
り、その結果パルス間隔はより短い667マイクロ
秒となる。これはスイツチ２２及び２４を閉じる
ことによつて行われる。
２８及び３０は、制御論理、オペレーテイングス
イツチ２０，２２，２４により付勢される。これ
らの電流源の各々は、ターンオンされると、特性
電流Ｉ、0.5Iまたは0.25Iがコンデンサ３２へ供給
され、コンデンサ３２は節点（node）１８にお
いて電圧を発生する。コンデンサ３２の電圧がト
リツプレベル（trip level）に達すると、VFO出
力は、状態を変えて、タンク回路１４からのRF
エネルギーのバーストを開始させる。この結果、
RFエネルギーの連続するバースト間の時間的間
隔は、オンになつている電流源の数によつて決定
される。真理値表第２図は、本発明の符号化構成
と各種電流源の状態との間の関係を示す。図示さ
れているように、論理“１”信号は、スイツチ２
４を閉じて電流源３０を付勢することによつて符
号化され、それはコンデンサ３２に対してマグニ
チユードＩの一定の充電率を与える。好ましい実
施例においては、この特性充電率の結果パルス間
隔1000マイクロ秒となる。同様に、論理“０”は
２つの電流源２８及び３０を付勢することによつ
て符号化され、その結果正味の充電率は1.5Iとな
り、その結果パルス間隔はより短い667マイクロ
秒となる。これはスイツチ２２及び２４を閉じる
ことによつて行われる。
アナログモードにおいては、別の１対の電流源
２６及び３０が付勢されて、800マイクロ秒のパ
ルス間隔に対応する名目上の充電率が与える。ペ
ースメーカリード線システムから誘導される心臓
内電気記録図のような適当なアナログ信号は、電
流源２６のうちの１つを変調して、正または負方
向に名目上の充電率を変化させるのに使用され
る。この電流変調の結果心臓内信号の振幅変化に
対応する可変パルス間隔がえられる。
２６及び３０が付勢されて、800マイクロ秒のパ
ルス間隔に対応する名目上の充電率が与える。ペ
ースメーカリード線システムから誘導される心臓
内電気記録図のような適当なアナログ信号は、電
流源２６のうちの１つを変調して、正または負方
向に名目上の充電率を変化させるのに使用され
る。この電流変調の結果心臓内信号の振幅変化に
対応する可変パルス間隔がえられる。
第３図に示すように、論理１と論理０の直列の
流れに対応するデジタルデータは、RFエネルギ
ーのバースト間のより短い時間的間隔とより長い
時間的間隔との間の時間的間隔によつて符号化さ
れる。より長い時間的間隔1000マイクロ秒は、論
理０を符号化するのに使用されるより短い時間的
間隔667マイクロ秒の偶数倍数ではない点に注意
することが重要である。この構成により、論理０
と論理１とが整数倍の関係にあるシステムよりも
誤り率が低くなる。第３図の下方のアナログ図形
に示すように、名目上の時間的間隔800マイクロ
秒は、伝送されるアナログ信号のゼロレベルに対
応する。フアントム波形図により示される正及び
負のエクスカーシヨン（excursoins）は、名目値
についての最小及び最大エクスカーシヨンを符号
化するのに使用される。
流れに対応するデジタルデータは、RFエネルギ
ーのバースト間のより短い時間的間隔とより長い
時間的間隔との間の時間的間隔によつて符号化さ
れる。より長い時間的間隔1000マイクロ秒は、論
理０を符号化するのに使用されるより短い時間的
間隔667マイクロ秒の偶数倍数ではない点に注意
することが重要である。この構成により、論理０
と論理１とが整数倍の関係にあるシステムよりも
誤り率が低くなる。第３図の下方のアナログ図形
に示すように、名目上の時間的間隔800マイクロ
秒は、伝送されるアナログ信号のゼロレベルに対
応する。フアントム波形図により示される正及び
負のエクスカーシヨン（excursoins）は、名目値
についての最小及び最大エクスカーシヨンを符号
化するのに使用される。
遠隔測定装置は、単一のアナログチヤネルのみ
について説明されてきたが、第１図に示すような
１チヤネル以上のアナログデータ３６を同時に伝
送するには、時分割多重構成が使用されることは
明らかである。１つ以上のアナログチヤネルの遂
次転送は、その性能が本来の心房及び心室電気記
録図に依存している双室（dual chamber）ペー
スメーカとともに用いることが望ましい。この時
分割多重を達成するための１つの可能性のある構
成は、第１図に示されるマルチプレクサ３５を用
いることであり、第２図において“アナログＢ”
と表示されている追加のアナログチヤネルは、電
流源２８及び２６の両方を付勢させることによつ
て符号化される。
について説明されてきたが、第１図に示すような
１チヤネル以上のアナログデータ３６を同時に伝
送するには、時分割多重構成が使用されることは
明らかである。１つ以上のアナログチヤネルの遂
次転送は、その性能が本来の心房及び心室電気記
録図に依存している双室（dual chamber）ペー
スメーカとともに用いることが望ましい。この時
分割多重を達成するための１つの可能性のある構
成は、第１図に示されるマルチプレクサ３５を用
いることであり、第２図において“アナログＢ”
と表示されている追加のアナログチヤネルは、電
流源２８及び２６の両方を付勢させることによつ
て符号化される。
同様な方法により導線インピーダンスまたは電
池電圧などの他のアナログ信号源３６は、適当に
バツフアして可変電流源２６へ印加され、アナロ
グ信号に比例する充電率を設定することが可能で
ある。
池電圧などの他のアナログ信号源３６は、適当に
バツフアして可変電流源２６へ印加され、アナロ
グ信号に比例する充電率を設定することが可能で
ある。
制御論理及び電流源（信号適用手段）
第１図のブロツク図は、制御論理３８とインタ
フエースする適当なスイツチング（切換）手段に
よつて付勢される２つの定電流源２８及び３０、
及び１つの可変電流源２６を示す。実際に、スイ
ツチング及び電流発生（current sourcing）機能
は、注入したベース電流の大きさに対応するコレ
クタ−エミツタ特性電流を有するバイポーラトラ
ンジスタを使用することによつて組合せることが
できる。これらの電流源用の１つの適当なバイポ
ーラトランジスタの実施例は、第４図に示されて
いる。第４図を参照すると、この回路の動作は、
節点（node）１００を正供給電圧に接続するリ
ードスイツチの閉鎖により開始される。この接続
によりバイアス電流がトランジスタ１０２，１０
４，１０６，１０８へ供給され、順次にバイアス
電流をトランジスタ１１０，１１１，１１２，１
１３，１１４，１１６，１１８，１２０、及びト
ランジスタ１２２，１２４，１２６へ供給する。
入力節点９９は、電流源システムをデジタル及び
アナログデータ源とインタフエースさせる。この
節点９９は、論理“０”が伝送される場合には、
３状態（tri−state）バツフアを介して正供給電
圧へ接続される。節点９９は“アナログ”情報を
伝送するためには、３状態バツフアを介して接地
される。３状態バツフアが論理“１”を伝送する
ため高インピーダンス状態にある場合には、節点
９９は切断され、浮動状態にある。
フエースする適当なスイツチング（切換）手段に
よつて付勢される２つの定電流源２８及び３０、
及び１つの可変電流源２６を示す。実際に、スイ
ツチング及び電流発生（current sourcing）機能
は、注入したベース電流の大きさに対応するコレ
クタ−エミツタ特性電流を有するバイポーラトラ
ンジスタを使用することによつて組合せることが
できる。これらの電流源用の１つの適当なバイポ
ーラトランジスタの実施例は、第４図に示されて
いる。第４図を参照すると、この回路の動作は、
節点（node）１００を正供給電圧に接続するリ
ードスイツチの閉鎖により開始される。この接続
によりバイアス電流がトランジスタ１０２，１０
４，１０６，１０８へ供給され、順次にバイアス
電流をトランジスタ１１０，１１１，１１２，１
１３，１１４，１１６，１１８，１２０、及びト
ランジスタ１２２，１２４，１２６へ供給する。
入力節点９９は、電流源システムをデジタル及び
アナログデータ源とインタフエースさせる。この
節点９９は、論理“０”が伝送される場合には、
３状態（tri−state）バツフアを介して正供給電
圧へ接続される。節点９９は“アナログ”情報を
伝送するためには、３状態バツフアを介して接地
される。３状態バツフアが論理“１”を伝送する
ため高インピーダンス状態にある場合には、節点
９９は切断され、浮動状態にある。
論理“１”を伝送するためには、トランジスタ
１１８がオフになり、トランジスタ１２０がトラ
ンジスタ１２８のベースとVFOコンデンサ３２
の接続点に約225ナノアンペアの電流を供給する。
コンデンサ３２が大地電位近くにあるとすると、
トランジスタ１２９，１３０，１３２，１３４及
び１３６はオフとなる。トランジスタ１２８及び
１２９のベース電流が等しくなるまでトランジス
タ１２０によつて供給される充電電流のためにコ
ンデンサ３２の電圧は上昇する。このためにトラ
ンジスタ１２９及び１３８に電流が流れる。トラ
ンジスタ１２９のコレクタ−エミツタ電流がトラ
ンジスタ１３８を介して流れる電流を超える場合
には、過剰の電流がトランジスタ１３４に流れこ
んで、このトランジスタをターンオンする。する
と今度はそれがトランジスタ１３６をターンオン
するが、このトランジスタはタンク回路１４を通
る電流を減らして無線周波のパルスを放出させ
る。トランジスタ１３０及び１３４により形成さ
れる回路は、ラツチ回路配置を構成し、コンデン
サ３２が約0.5ボルトになるまで放電し、状態を
変更しない。この放電が行われるとこれらのトラ
ンジスタは停止する。コンデンサ３２の放電には
約２マイクロ秒かかり、トランジスタ１３６がオ
ンになつている時間を決定し、その時間はタンク
回路へ印加されるパルスの幅を決定する。コンデ
ンサ３２が放電すると、トランジスタ１２９はオ
フとなり、トランジスタ１２８はオンとなり、こ
れによりサイクルが再び始められる。
１１８がオフになり、トランジスタ１２０がトラ
ンジスタ１２８のベースとVFOコンデンサ３２
の接続点に約225ナノアンペアの電流を供給する。
コンデンサ３２が大地電位近くにあるとすると、
トランジスタ１２９，１３０，１３２，１３４及
び１３６はオフとなる。トランジスタ１２８及び
１２９のベース電流が等しくなるまでトランジス
タ１２０によつて供給される充電電流のためにコ
ンデンサ３２の電圧は上昇する。このためにトラ
ンジスタ１２９及び１３８に電流が流れる。トラ
ンジスタ１２９のコレクタ−エミツタ電流がトラ
ンジスタ１３８を介して流れる電流を超える場合
には、過剰の電流がトランジスタ１３４に流れこ
んで、このトランジスタをターンオンする。する
と今度はそれがトランジスタ１３６をターンオン
するが、このトランジスタはタンク回路１４を通
る電流を減らして無線周波のパルスを放出させ
る。トランジスタ１３０及び１３４により形成さ
れる回路は、ラツチ回路配置を構成し、コンデン
サ３２が約0.5ボルトになるまで放電し、状態を
変更しない。この放電が行われるとこれらのトラ
ンジスタは停止する。コンデンサ３２の放電には
約２マイクロ秒かかり、トランジスタ１３６がオ
ンになつている時間を決定し、その時間はタンク
回路へ印加されるパルスの幅を決定する。コンデ
ンサ３２が放電すると、トランジスタ１２９はオ
フとなり、トランジスタ１２８はオンとなり、こ
れによりサイクルが再び始められる。
論理“１”が入力節点９９へ印加されると、ト
ランジスタ１１８が付勢されて追加の電流が
VFO入力節点１８へ加算され、VFO回路のトリ
ツプレベルへ達するのに要する時間が短縮され、
この結果パルス間隔時間が約667マイクロ秒に短
縮される。
ランジスタ１１８が付勢されて追加の電流が
VFO入力節点１８へ加算され、VFO回路のトリ
ツプレベルへ達するのに要する時間が短縮され、
この結果パルス間隔時間が約667マイクロ秒に短
縮される。
入力節点９９が演算制御論理を介して接地され
ると、アナログ伝送モードが使用可能になり、ト
ランジスタ１４２のベースに印加されたアナログ
電圧信号がトランジスタ１４２，１４４，１４
６，１４８，１４０によつて比例充電電流に変換
される。アナログ電圧が変化するにつれて、トラ
ンジスタ１４８の電流は変調され、パルス間隔の
結果は、名目上800マイクロ秒のパルス間隔に関
してシフトされる。
ると、アナログ伝送モードが使用可能になり、ト
ランジスタ１４２のベースに印加されたアナログ
電圧信号がトランジスタ１４２，１４４，１４
６，１４８，１４０によつて比例充電電流に変換
される。アナログ電圧が変化するにつれて、トラ
ンジスタ１４８の電流は変調され、パルス間隔の
結果は、名目上800マイクロ秒のパルス間隔に関
してシフトされる。
電流源及びVFOは、バイポーラ技術で実施さ
れて示されているが、同様な構造はMOS技術を
含むその他の技術においても存在し、本発明の範
囲を逸脱することなしにその他の変更が行いうる
ことを認識すべきである。
れて示されているが、同様な構造はMOS技術を
含むその他の技術においても存在し、本発明の範
囲を逸脱することなしにその他の変更が行いうる
ことを認識すべきである。
以下本発明の実施の態様を列記する。
１ アナログ情報に応答して名目値についての前
記パルス間隔を連続的に変化させる手段と、 第１の予め選択したパルス間隔において、デ
ジタル情報の直列伝送用の論理１を符号化し、
第２の予め選択したパルス間隔において論理０
を符号化するように前記パルス間隔をセツトす
る手段と、 を具備することを特徴とする アナログ情報とデジタル情報の両方を植込み
型医用装置から遠隔の受信装置へ伝送するパル
ス間隔変調遠隔測定装置。
記パルス間隔を連続的に変化させる手段と、 第１の予め選択したパルス間隔において、デ
ジタル情報の直列伝送用の論理１を符号化し、
第２の予め選択したパルス間隔において論理０
を符号化するように前記パルス間隔をセツトす
る手段と、 を具備することを特徴とする アナログ情報とデジタル情報の両方を植込み
型医用装置から遠隔の受信装置へ伝送するパル
ス間隔変調遠隔測定装置。
２ デジタルデータ源と、
アナログデータ源と、
搬送波信号を供給するための固定周波数発振
器と、 遠隔測定パルス間隔を設定するように前記固
定周波数発振器を周期的に付勢する可変周波数
発振器手段と、 前記デジタルデータ源に応答し、前記可変周
波数発振器を、デジタルデータ１を符号化する
第１の予め選択したパルス間隔に変化させ、デ
ジタルデータ０を符号化する第２の予め選択し
たパルス間隔に変化させる手段と、 アナログデータ源に応答し、前記アナログデ
ータの符号化用の予め選択された名目パルス間
隔について前記可変周波数発振器を連続的に変
化させる手段とを具えることを特徴とする アナログ情報とデジタル情報の両方を植込み
型医用装置から伝送するパルス間隔変調遠隔測
定装置。
器と、 遠隔測定パルス間隔を設定するように前記固
定周波数発振器を周期的に付勢する可変周波数
発振器手段と、 前記デジタルデータ源に応答し、前記可変周
波数発振器を、デジタルデータ１を符号化する
第１の予め選択したパルス間隔に変化させ、デ
ジタルデータ０を符号化する第２の予め選択し
たパルス間隔に変化させる手段と、 アナログデータ源に応答し、前記アナログデ
ータの符号化用の予め選択された名目パルス間
隔について前記可変周波数発振器を連続的に変
化させる手段とを具えることを特徴とする アナログ情報とデジタル情報の両方を植込み
型医用装置から伝送するパルス間隔変調遠隔測
定装置。
３ デジタルデータ源と、
アナログデータ源と、
無線周波遠隔測定搬送波信号を与える固定周
波数発振器手段と、 前記固定周波数発振器を周期的に付勢する充
電率に応答し、遠隔測定パルス間隔を設定する
可変周波数発振器手段と、 前記アナログ、デジタルデータ源と協動し、
前記情報の瞬時値に比例する充電率を設定する
複数の電流源と、を具えることを特徴とする アナログ及びデジタル情報を植込み型医用装
置から遠隔の受信装置へ逐次伝送するパルス間
隔変調遠隔測定装置。
波数発振器手段と、 前記固定周波数発振器を周期的に付勢する充
電率に応答し、遠隔測定パルス間隔を設定する
可変周波数発振器手段と、 前記アナログ、デジタルデータ源と協動し、
前記情報の瞬時値に比例する充電率を設定する
複数の電流源と、を具えることを特徴とする アナログ及びデジタル情報を植込み型医用装
置から遠隔の受信装置へ逐次伝送するパルス間
隔変調遠隔測定装置。
４ デジタル情報を記憶するメモリ手段を有し、
かつリアルタイムアナログ情報源を与えるアナ
ログ測定手段を具える型の植込み型ペースメー
カからアナログ、デジタル情報を逐次的に伝送
するパルス間隔変調遠隔測定装置において、 遠隔測定搬送波信号を発生する固定周波数発
振器と、 可変周波数発振器に応答し電流レベルの大き
さに比例する時間間隔において前記固定周波数
発振器を周期的に付勢する変調信号を与える電
流レベルと、 を具える遠隔測定装置。
かつリアルタイムアナログ情報源を与えるアナ
ログ測定手段を具える型の植込み型ペースメー
カからアナログ、デジタル情報を逐次的に伝送
するパルス間隔変調遠隔測定装置において、 遠隔測定搬送波信号を発生する固定周波数発
振器と、 可変周波数発振器に応答し電流レベルの大き
さに比例する時間間隔において前記固定周波数
発振器を周期的に付勢する変調信号を与える電
流レベルと、 を具える遠隔測定装置。
５ 前記電流源は、複数の基準化された電流源を
具え、その中の少くとも２つは、論理１及び論
理０情報を符号化するように選択的に作動さ
れ、その中の少くとも２つは、アナログ情報を
符号化するように選択的に動作する前記第４項
記載の遠隔測定装置。
具え、その中の少くとも２つは、論理１及び論
理０情報を符号化するように選択的に作動さ
れ、その中の少くとも２つは、アナログ情報を
符号化するように選択的に動作する前記第４項
記載の遠隔測定装置。
６ 前記メモリに並列形式に記憶されているデジ
タルデータを、前記変調信号に等しいビツト速
度において前記電流源に供給される直列ビツト
流れに変換する手段を更に具える前記第４項記
載の遠隔測定装置。
タルデータを、前記変調信号に等しいビツト速
度において前記電流源に供給される直列ビツト
流れに変換する手段を更に具える前記第４項記
載の遠隔測定装置。
７ 前記電流手段は、更に、
遠隔測定モードの期間中に付勢されるバイア
ス充電率を設定する第１の電流源と、 前記デジタルデータに応答して選択的に動作
し、論理１状態に比例する第１の充電率を設定
し、論理０状態に比例する第２の充電率を設定
する第２の電流源と、 前記アナログデータに応答して選択的に付勢
され、前記アナログデータの瞬時マグニチユー
ドに比例する連続的に変化す充電率を設定する
第３の電流源を具える 前記第４項または前記第３項に記載の遠隔測
定装置。
ス充電率を設定する第１の電流源と、 前記デジタルデータに応答して選択的に動作
し、論理１状態に比例する第１の充電率を設定
し、論理０状態に比例する第２の充電率を設定
する第２の電流源と、 前記アナログデータに応答して選択的に付勢
され、前記アナログデータの瞬時マグニチユー
ドに比例する連続的に変化す充電率を設定する
第３の電流源を具える 前記第４項または前記第３項に記載の遠隔測
定装置。
第１図は、植込み型医用装置からの情報を符号
化し伝送するためのシステムの機能素子のブロツ
ク図である。第２図は、符号化構成と、システム
の各種電流源の対応する状態との間の関係を示す
真理値をテーブルにして示す。第３図は、アナロ
グ及びデジタル形式を示す波形図である。第４図
は、バイポーラ集積回路で実行するのに適する形
式のVFO及び電流源を示す概略図である。 第１図において、１０は心臓、１１はカテーテ
ル、１２はペーサ論理、１３は可変周波数発振器
（VFO）、１４はタンク回路、１５はメモリ、１
６はシフトレジスタ、１７はアンテナ、２０，２
２，２４はリードスイツチ、２６，２８，３０は
電流源、３２はコンデンサ、３５はマルチプレク
サCL、３６はその他のアナログデータ、３８は
テレメトリ論理。
化し伝送するためのシステムの機能素子のブロツ
ク図である。第２図は、符号化構成と、システム
の各種電流源の対応する状態との間の関係を示す
真理値をテーブルにして示す。第３図は、アナロ
グ及びデジタル形式を示す波形図である。第４図
は、バイポーラ集積回路で実行するのに適する形
式のVFO及び電流源を示す概略図である。 第１図において、１０は心臓、１１はカテーテ
ル、１２はペーサ論理、１３は可変周波数発振器
（VFO）、１４はタンク回路、１５はメモリ、１
６はシフトレジスタ、１７はアンテナ、２０，２
２，２４はリードスイツチ、２６，２８，３０は
電流源、３２はコンデンサ、３５はマルチプレク
サCL、３６はその他のアナログデータ、３８は
テレメトリ論理。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 制御端子を有する信号制御可変周波数発振器
手段を具え、アナログ値又はデジタル値の何れか
を示す植込み可能な医用装置からの信号を送信す
る送信機において、 前記デジタル値及びアナログ値を示す情報信号
を前記制御端子に選択的に提供し、前記情報信号
が供給されていない時に存在する前記発振器手段
の名目上の出力周波数に関し、それに応答して前
記発振器手段の周波数を変更させる信号適用手段
と、 パルスエネルギーで付勢される時、所定の発振
のリンギング周波数を有するタンク回路及びアン
テナ手段と、 前記発振器手段及び、前記タンク回路及びアン
テナ手段に結合され、前記発振器手段の出力周波
数に比例する速度にて、パルスエネルギーを前記
タンク回路及びアンテナ手段に供給し、それによ
り前記パルスは、減衰したリンギング信号として
前記タンク回路及びアンテナ手段から放射される
駆動回路と、を具備し、 前記信号適用手段は、 第１状態において、デジタル値１を示す第１の
デジタル電流レベル信号を前記制御端子に与え、
第２状態において、デジタル０値を示す第２のデ
ジタル電流レベル信号を前記制御端子に与える選
択的に駆動されるデジタル信号手段と、 第１及び第２のアナログ情報源と、 選択された時に、前記第１の情報源の情報内容
に従つて第１のアナログ電流レベル信号か、前記
第２の情報源の情報内容に従つて第２のアナログ
電流レベル信号の何れかを与える選択的に駆動さ
れるアナログ信号手段と、 前記第１又は前記第２のアナログ電流レベル信
号の何れかを選択する手段と、 前記第１のデジタル電流レベル信号を前記第１
のアナログ電流レベル信号に選択的に加算し、か
つ、前記第２のデジタル電流レベル信号を前記第
２のアナログ電流レベル信号に選択的に加算する
手段と、 前記加算された電流レベル信号を前記制御端子
に与える手段と、 を具えることを特徴とする医用装置用遠隔測定装
置。
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US19480780A | 1980-10-07 | 1980-10-07 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5789872A JPS5789872A (en) | 1982-06-04 |
| JPH0344785B2 true JPH0344785B2 (ja) | 1991-07-09 |
Family
ID=22718976
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP15936981A Granted JPS5789872A (en) | 1980-10-07 | 1981-10-06 | Remote transmission system for medical apparatus |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5789872A (ja) |
| CA (1) | CA1183576A (ja) |
| DE (1) | DE3139452A1 (ja) |
| FR (1) | FR2491659B1 (ja) |
| NL (1) | NL8104534A (ja) |
Families Citing this family (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4493325A (en) | 1982-05-03 | 1985-01-15 | Medtronic, Inc. | Tachyarrhythmia pacer |
| US4558702A (en) * | 1983-01-21 | 1985-12-17 | Cordis Corporation | Cardiac pacer having input/output circuit programmable for use with unipolar and bipolar pacer leads |
| DE3722829C2 (de) * | 1987-07-07 | 2000-05-31 | Biotronik Mess & Therapieg | Verfahren und Anordnung zur Steuerung der Impulsabgabe eines implantierbaren elektromedizinischen Gerätes |
| US5137022A (en) * | 1990-07-13 | 1992-08-11 | Cook Pacemaker Corporation | Synchronous telemetry system and method for an implantable medical device |
| DE19930262A1 (de) | 1999-06-25 | 2000-12-28 | Biotronik Mess & Therapieg | Sender für die Telemetrieeinrichtung eines Implantats |
| DE19930256A1 (de) | 1999-06-25 | 2000-12-28 | Biotronik Mess & Therapieg | Implantat mit Nah- und Fernfeldtelemetrie |
| DE19930250A1 (de) | 1999-06-25 | 2001-02-15 | Biotronik Mess & Therapieg | Vorrichtung zur Überwachung von Daten insbesondere aus einem elektromedizinischen Implantat |
| DE19930241A1 (de) | 1999-06-25 | 2000-12-28 | Biotronik Mess & Therapieg | Verfahren zur Datenübertragung bei der Implantatsüberwachung |
| DE19930245A1 (de) | 1999-06-25 | 2000-12-28 | Biotronik Mess & Therapieg | Elektromedizinisches Implantat |
| DE19930263A1 (de) | 1999-06-25 | 2000-12-28 | Biotronik Mess & Therapieg | Verfahren und Vorrichtung zur Datenübertragung zwischen einem elektromedizinischen Implantat und einem externen Gerät |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE2143187A1 (de) * | 1971-08-28 | 1973-03-01 | Reeb Max Eckardt | Anordnung zur drahtlosen uebertragung von messwerten ueber kurze entfernungen, insbesondere zur anwendung in radio - telemetriesonden |
| US4026305A (en) * | 1975-06-26 | 1977-05-31 | Research Corporation | Low current telemetry system for cardiac pacers |
| DE2643949C3 (de) * | 1976-09-29 | 1981-06-19 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Schaltungsanordnung zum impulsmäßigen Übertragen von analogen Spannungswerten beider Polaritäten |
| AU527740B2 (en) * | 1978-11-06 | 1983-03-17 | Medtronic, Inc. | Digital cardiac pacemaker |
| FR2440199A1 (fr) * | 1978-11-06 | 1980-05-30 | Medtronic Inc | Stimulateur cardiaque a la demande |
| US4223679A (en) * | 1979-02-28 | 1980-09-23 | Pacesetter Systems, Inc. | Telemetry means for tissue stimulator system |
-
1981
- 1981-09-30 FR FR8118454A patent/FR2491659B1/fr not_active Expired
- 1981-10-03 DE DE19813139452 patent/DE3139452A1/de active Granted
- 1981-10-06 CA CA000387385A patent/CA1183576A/en not_active Expired
- 1981-10-06 JP JP15936981A patent/JPS5789872A/ja active Granted
- 1981-10-06 NL NL8104534A patent/NL8104534A/nl not_active Application Discontinuation
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CA1183576A (en) | 1985-03-05 |
| JPS5789872A (en) | 1982-06-04 |
| FR2491659B1 (fr) | 1986-04-04 |
| DE3139452A1 (de) | 1982-06-24 |
| FR2491659A1 (fr) | 1982-04-09 |
| DE3139452C2 (ja) | 1992-07-02 |
| NL8104534A (nl) | 1982-05-03 |
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