JPH06154345A - 患者の呼吸時間容量に対応する信号を発生する方法 - Google Patents

患者の呼吸時間容量に対応する信号を発生する方法

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JPH06154345A
JPH06154345A JP5205052A JP20505293A JPH06154345A JP H06154345 A JPH06154345 A JP H06154345A JP 5205052 A JP5205052 A JP 5205052A JP 20505293 A JP20505293 A JP 20505293A JP H06154345 A JPH06154345 A JP H06154345A
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signal
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 発生インピーダンス測定信号の呼吸に相関す
る信号成分の零点通過における信号成分の絶対値に依存
する大きさを用いて呼吸時間容量に対応する平均値を求
めるために用いる方法において、できるだけ簡単な方法
で呼吸時間容量を十分正確に求めることを可能にする。 【構成】 信号成分の絶対値に依存する大きさとしてそ
の都度の２つの順次の零点通過の間の信号成分の絶対値
最大値を求める。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、心臓の領域内に配置さ
れている電極装置と、前記電極装置に接続されているイ
ンピーダンス測定装置とを用いてインピーダンス測定信
号を検出し、フィルタ装置によりインピーダンス信号か
ら、患者の呼吸に相関する信号成分をろ波して取出し、
零点通過検出器により、ろ波して取出された前記信号成
分の零点通過を検出し、各前記零点通過において、前記
信号成分の絶対値に依存する大きさを求め、前記大きさ
を、所定の時間間隔の間の呼吸時間容量に対応する平均
値を連続的に求めるために用いる患者の呼吸時間容量に
対応する信号を発生する方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】米国特許第４９０１７２５号明細書から
公知のこの形式の方法では心臓ペースメーカの電極装置
及び心臓ペースメーカの中のインピーダンス測定装置に
よりインピーダンス測定信号が患者の心臓から導出され
る。このインピーダンス測定信号は、心臓のポンプ動作
にも依存して変化し、外部から心臓に作用する患者の呼
吸及び運動により発生される胸腔内の圧力変動にも依存
して変化する。帯域フィルタによりインピーダンス測定
信号をろ波して、呼吸に相関する信号成分を取出す。こ
のろ波でインピーダンス測定信号の周波数成分のうち
０．０５Ｈｚより小さいもの及び０．８Ｈｚより大きい
ものは抑圧される。このようにして得られた信号成分は
標本化され、零点通過検出器にも供給され絶対値の平均
値形成器にも供給される。絶対値の平均値形成器は、数
回の呼吸に対応する時間にわたる標本値の絶対値から信
号成分の絶対値の平均値を形成する。この場合、信号成
分の絶対値の平均値は平均呼吸容量に対応すると仮定し
ている。信号成分が時間変化する際に零点通過が検出さ
れる都度信号成分の瞬時の絶対値の平均値が別の平均値
形成器に供給される。この平均値形成器が形成する平均
値には、各零点通過の際に新たに定められ平均呼吸容量
に対応する信号成分の絶対値の平均値が、呼吸周波数を
示す零点通過頻度に対応してはいっている。従って平均
値形成器が形成するこの平均値は、呼吸容量と呼吸周波
数との積に対応しひいては呼吸時間容量に相応する。こ
のようにして求められた呼吸時間容量は、心臓ペースメ
ーカの周波数制御に用いられる。
【０００３】前述のように公知の方法では、インピーダ
ンス測定信号からろ波にされて取出され呼吸に相関する
信号成分の絶対値の平均値は平均呼吸時間容量に対応す
ると仮定している。しかしこのような仮定は、信号成分
の時間変化が少なくとも近似的に正弦状であり零線に対
して対称である場合にしか正しくない。しかし実際には
信号成分にはろ波にもかかわらず、患者の心臓の働き及
び患者の運動により発生される信号成分が重畳する。こ
のような信号成分の信号レベルはろ波により低減され
る。しかしこの信号成分は、信号成分の時間変化の際に
零点通過する。公知の方法ではこのような零点通過は、
吸気又は呼気インピーダンス測定信号として検出され、
平均呼吸容量の値を求める際に用いられる。別の誤差の
原因は、インピーダンス測定信号の帯域フィルタによる
ろ波の下限遮断周波数が、予測最小呼吸周波数を考慮し
て非常に低い値すなわち公知の方法では０．０５Ｈｚに
設定されることにある。すなわちこのように設定すると
信号成分の零線が、僅か数回の呼吸に対応する時間の間
に信号成分の絶対値の平均値を形成するには激しく変動
しすぎ検出不可能となる。その対策として信号成分の絶
対値を形成し、絶対値の平均値を形成する際に仮想の零
線を仮定する。しかしこのようにすると、仮想の零線の
実際の零線からのずれは、平均値形成の際に直流成分と
して考慮される。これが、呼吸容量を求める際に誤差の
原因となる。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、でき
るだけ簡単な方法で呼吸時間容量を十分正確に求めるこ
とを可能にすることにある。
【０００５】
【課題を解決するための手段】上記課題は冒頭に記載の
形式の方法において本発明により、信号成分の絶対値に
依存する大きさとしてその都度２つの順次の零点通過の
間の信号成分の絶対値の最大値を求めることにより解決
される。信号成分のその都度２つの零点通過の間の信号
成分の絶対値のその都度の２つの順次に求められた最大
値の和は、呼吸に相関する信号成分の変動高さに対応
し、ひいては１呼吸の呼吸容量に対応する。この場合、
信号成分の絶対値を求めるために選択した零線位置は、
呼吸容量の値を求める際になんらの影響も与えない。何
故ならば零線位置を変化させると一方の最大値は他方の
最大値が低減される程度に対応して増加し、従って両最
大値の和は一定のままであり、ひいては呼吸容量の値は
一定のままであるからである。
【０００６】インピーダンス測定信号の呼吸に相関する
信号成分に、呼吸により発生されるのではなく患者の心
臓の働き又は患者の運動により発生される信号成分が重
畳されると、これらの雑音信号成分の信号レベルはイン
ピーダンス測定信号のろ波により著しく低減される。こ
れにより、本発明の方法ではこれらの雑音信号成分は呼
吸時間容量を求める際にほとんど影響しない。しかしこ
れらの雑音信号成分が信号成分を零線領域内で乱すと、
付加的な零点通過が検出される。このような付加的な零
点通過により呼吸容量を求める際に生じる誤差は、本発
明では僅かである。何故ならば本発明の方法ではその都
度の２つの順次の零点通過の間の信号成分の最大値が用
いられ、雑音信号成分の振幅が著しく低減されるからで
ある。
【０００７】本発明の１つの有利な実施例では、２つの
順次の零点通過の間の信号成分の絶対値の最大値を形成
するために信号成分の絶対値の標本値を比較器の第１の
入力側に供給し、比較器の第２の入力側にメモリ装置の
その都度の実際の内容を供給し、信号成分の絶対値がメ
モリ内容の値を越える場合にはメモリ装置のその都度の
実際の内容を信号成分の絶対値の実際の標本値により置
換する。
【０００８】呼吸容量に対応する平均値を有利に形成す
ることは、所定の時間間隔の間に求められた最大値を加
算器で加算することにより行われる。
【０００９】
【実施例】図１は刺激パルス発生器１を有する心臓ペー
スメーカのブロック回路図である。刺激パルス発生器１
の第１の出力側端子２は、患者の心臓３の中に配置され
ている刺激電極４に接続されている。第２の出力側端子
５は、心臓ペースメーカの刺激電極４に対する対向電極
として用いられるケーシングに接続されている。刺激パ
ルスの送出を制御するために刺激パルス発生器１は心臓
ペースメーカ制御装置６に接続されている。インピーダ
ンス測定装置７の測定電流出力側８は刺激電極４に接続
されている。インピーダンス測定装置７の電圧測定入力
側９は、刺激電極４から間隔をおいて位置するリング電
極１０に接続されている。インピーダンス測定装置７の
基準端子１１は心臓ペースメーカのケーシングに接続さ
れている。インピーダンス測定装置７は、所定の時点に
刺激電極４と心臓ペースメーカのケーシングとの間に測
定電流を発生する。この測定電流により心臓３の領域内
に刺激電極４とリング電極１０との間で発生された電圧
降下又はリング電極１０と心臓ペースメーカのケーシン
グとの間で発生された電圧降下がインピーダンス測定装
置７により測定される。インピーダンス測定装置７の出
力側１２はインピーダンス測定信号を送出する。インピ
ーダンス測定信号は、インピーダンス測定信号から呼吸
時間容量を求める装置１３に供給される。装置１３の出
力側は制御線１４を介して心臓ペースメーカ制御装置６
に接続されている。心臓ペースメーカ制御装置６は、求
められた呼吸時間容量に依存して刺激パルスの送出を制
御する。
【００１０】図２は、インピーダンス測定信号から呼吸
時間容量を求める装置１３のブロック回路図を示す。装
置１３は、インピーダンス測定信号が印加される入力側
１５を有する。入力側１５にはフィルタ装置１６が接続
されている。フィルタ装置１６は実質的に帯域フィルタ
から成る。この帯域フィルタは約０．１〜０．７Ｈｚの
通過領域を有し、従って呼吸と相関しない。この帯域フ
ィルタは、インピーダンス測定信号の例えば患者の心臓
の働き及び患者の動きにより発生される雑音信号成分を
抑圧する。この信号抑圧は不完全に行われる。何故なら
ば非常に患者の低い心拍周波数又は患者のある特定のリ
ズミカルな運動の周波数が、患者の呼吸に固有の周波数
領域内に入ることがあるからである。帯域フィルタの周
波数通過領域をできるだけ狭くできるように、帯域フィ
ルタの中心周波数を可変にして患者の瞬時の呼吸周波数
に整合させることができる。さらにフィルタ装置１６は
有利にはデジタルフィルタとして形成する。この場合、
フィルタ装置１６の出力側から送出される呼吸と相関す
る信号成分Ｓはデジタル化された標本値であり、患者の
心臓の働き及び患者の運動により発生される信号成分に
制限された範囲内でしか重畳しない。
【００１１】フィルタ１６の出力側１７はメモリレジス
タ１９のデータ入力側１８及び比較器２１の第１の入力
側２０に接続されている。比較器２１の第２の入力側２
２はメモリレジスタ１９のデータ出力側２３に接続され
ている。比較器２１の第１の入力側２０に供給された信
号成分Ｓの標本値が、比較器２１の第２の入力側２２に
供給されるメモリレジスタ１９の内容値を越えると、比
較器２１の出力側２４から出力信号が送出される。この
出力信号は、ＯＲ素子２５介してメモレジスタ１９の制
御入力側２６に供給され、これにより信号成分Ｓの標本
値がデータ入力側１８を介してメモレジスタ１９に入力
される。
【００１２】フィルタ装置１６の出力側１７には零点通
過検出器２７が接続されている。零点通過検出器２７は
信号成分Ｓのデジタル標本値の各正負の符号変化を検出
してその出力側２８から制御信号を送出する。信号成分
Ｓの信号成分により発生される正負の符号の変化が信号
成分Ｓの零点通過と誤って検出されないように、正負の
符号変化の検出は有利にはヒステリシスを用いて行われ
る。零点通過検出器２７の出力側２８は、遅延素子２９
及びＯＲ素子２５を介してメモレジスタ１９の制御入力
側２６に接続されている。
【００１３】加算器３０のデータ入力側３１はメモレジ
スタ１９のデータ出力側２３に接続されている。加算器
３０の制御入力側３２は零点通過検出器２７の出力側２
８に接続されている。零点通過検出器２７が出力信号を
送出する毎にメモレジスタ１９の実際のメモリ内容が加
算器３０に供給されて、加算器３０にある和値に加算さ
れる。その際、供給されるメモリ内容は、丁度検出され
た零点通過とその前に検出された零点通過との間の信号
成分Ｓの最大標本値に対応する。さらに加算器３０はリ
セット入力側３３を有する。リセット入力側３３には別
の遅延素子３４を介してタイマ回路３５が接続されてい
る。タイマ回路３５は５秒毎に１つの出力パルスを発生
する。加算器３０の出力側３６には平均値形成器３７が
接続されている。平均値形成器３７はシフトレジスタと
して形成されている。このシフトレジスタは制御線３８
を介してタイマ回路３５に接続されている。５秒毎に加
算器３０の出力側３６から和値が送出されてシフトレジ
スタ３７に供給され、所定数例えば５にその都度最後に
供給された和値に加算される。このようにしてシフトレ
ジスタ３７でその都度の最後の３０秒間の呼吸時間容量
の平均値が形成される。この平均値は平均値形成器２７
の出力側３９から送出され制御線１４を介して心臓ペー
スメーカ制御装置６（図１）に供給される。
【００１４】図３が示すように、インピーダンス信号を
ろ波して取出した信号成分Ｓの形状は、呼吸周波数の領
域内の周波数を有する患者の運動により発生される雑音
信号成分に起因して理想的な正弦形状からずれる。図２
の装置１３で、零線ＮＬに対する信号成分Ｓの零点通過
Ｎが検出され、その都度の２つの順次の零点通過Ｎの間
の絶対値が最大の信号成分Ｓの値Ｘが求められる。２つ
の順次に求められた最大値Ｘの和は、１呼吸の呼吸容量
に対応する。所定の時間である５秒の間に加算器３０で
加算された最大値Ｘは、所定時間間隔内の呼吸時間容量
の尺度を表す。
【００１５】さらに図３が示すように、呼吸と関係のな
い極値Ｘ0も呼吸時間容量を求める際に入り込むことが
ある。しかしこのような障害が呼吸時間容量を求める際
に与える影響は僅かにすぎない。何故ならばこのような
障害は希にしか発生せず、また発生しても前置フィルタ
によりろ波されて除去されるからである。
【図面の簡単な説明】
【図１】心臓から導出されたインピーダンス測定信号か
ら呼吸時間容量を求める装置を有する周波数制御される
心臓ペースメーカのブロック回路図である。
【図２】呼吸時間容量を求める装置のブロック回路図で
ある。
【図３】インピーダンス測定信号をろ波して取出した呼
吸に相関する信号成分の形状の例を示す線図である。
【符号の説明】
１ 刺激パルス発生器 ３ 心臓 ４ 刺激電極 ６ 心臓ペースメーカ制御装置 ７ インピーダンス測定装置 ８ 測定電流出力側 ９ 電圧測定入力側 １０ リング電極 １１ 基準端子 １３ 呼吸時間容量を求める装置 １４ 制御線 １６ フィルタ装置 １９ メモリレジスタ（メモリ装置） ２１ 比較器 ２５ ＯＲ素子 ２７ 零点通過検出器 ２９ 遅延素子 ３０ 加算器 ３４ 遅延素子 ３５ タイマ回路 ３７ 平均値形成器（シフトレジスタ） ３８ 制御線 ３９ ３７の出力側 Ｎ Ｓの零点通過 ＮＬ 零線 Ｓ 信号成分 Ｘ Ｓの最大値 Ｘ0 Ｓの呼吸に関係ない最大値

Claims (3)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 心臓（３）の領域内に配置されている電
    極装置（４，１０）と、前記電極装置（４，１０）に接
    続されているインピーダンス測定装置（７）とを用いて
    インピーダンス測定信号を検出し、フィルタ装置（１
    ６）によりインピーダンス測定信号から、患者の呼吸に
    相関する信号成分（Ｓ）をろ波して取出し、零点通過検
    出器（２７）により、ろ波して取出された前記信号成分
    （Ｓ）の零点通過（Ｎ）を検出し、各前記零点通過
    （Ｎ）において、前記信号成分（Ｓ）の絶対値に依存す
    る大きさを求め、前記大きさを、所定の時間間隔にわた
    る呼吸時間容量に対応する平均値を連続的に求めるため
    に用いる患者の呼吸時間容量に対応する信号を発生する
    方法において、前記信号成分（Ｓ）の絶対値に依存する
    前記大きさとしてその都度２つの順次の前記零点通過
    （Ｎ）の間の前記信号成分（Ｓ）の絶対値の最大値
    （Ｘ）を求めることを特徴とする患者呼吸時間容量に対
    応する信号を発生する方法。
  2. 【請求項２】 ２つの零点通過（Ｎ）の間の信号成分
    （Ｓ）の絶対値の最大値（Ｘ）を形成するために信号成
    分（Ｓ）の絶対値の標本値を比較器（２１）の第１の入
    力側（２０）に供給し、前記比較器（２１）の第２の入
    力側（２２）にメモリ装置（１９）のその都度の実際の
    内容を供給し、前記信号成分（Ｓ）の絶対値がメモリ内
    容の値を越える場合には前記メモリ装置（１９）のその
    都度の実際の前記内容を前記信号成分（Ｓ）の絶対値の
    実際の標本値により置換することを特徴とする請求項１
    に記載の患者の所定時間期間内呼吸容量に対応する信号
    を発生する方法。
  3. 【請求項３】 平均値を形成するために、所定の時間間
    隔の間に求められた最大値（Ｘ）を加算器（３０）で加
    算することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の
    患者の呼吸時間容積に対応する信号を発生する方法。
JP5205052A 1992-08-26 1993-08-19 患者の呼吸時間容量に対応する信号を発生する方法 Pending JPH06154345A (ja)

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Application Number Priority Date Filing Date Title
DE92114546.2 1992-08-26
EP92114546A EP0584388B1 (de) 1992-08-26 1992-08-26 Herzschrittmacher zum Erzeugen eines dem Atemzeitvolumen eines Patienten entsprechenden Signals

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Publication Number Publication Date
JPH06154345A true JPH06154345A (ja) 1994-06-03

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JP5205052A Pending JPH06154345A (ja) 1992-08-26 1993-08-19 患者の呼吸時間容量に対応する信号を発生する方法

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US (1) US5355894A (ja)
EP (1) EP0584388B1 (ja)
JP (1) JPH06154345A (ja)
DE (1) DE59209407D1 (ja)

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