JPH06217953A - 心機能解析装置 - Google Patents
心機能解析装置Info
- Publication number
- JPH06217953A JPH06217953A JP5319984A JP31998493A JPH06217953A JP H06217953 A JPH06217953 A JP H06217953A JP 5319984 A JP5319984 A JP 5319984A JP 31998493 A JP31998493 A JP 31998493A JP H06217953 A JPH06217953 A JP H06217953A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- signal
- measurement signal
- heart
- comparator
- evaluation unit
- 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.)
- Pending
Links
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
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7235—Details of waveform analysis
- A61B5/7239—Details of waveform analysis using differentiation including higher order derivatives
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Public Health (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Pathology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Physiology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 安全かつ有効に心臓欠陥の診断、心機能の監
視および治療に適用することができる装置を提供する。 【構成】 評価ユニット（９、１６、１７）は少なくと
も１つのパラメータ信号を前記測定信号に基づいて発生
するための手段（９）を有し、前記評価ユニット（９、
１６、１７）は関連値を測定信号とパラメータ信号に対
して、それら関連値が所定数の条件を満たすか否かを検
出することにより解析する。
視および治療に適用することができる装置を提供する。 【構成】 評価ユニット（９、１６、１７）は少なくと
も１つのパラメータ信号を前記測定信号に基づいて発生
するための手段（９）を有し、前記評価ユニット（９、
１６、１７）は関連値を測定信号とパラメータ信号に対
して、それら関連値が所定数の条件を満たすか否かを検
出することにより解析する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、電気的および機械的心
臓パラメータに関連する測定信号を発生するための測定
ユニットと、該測定信号を評価するための評価ユニット
とを有する心機能解析装置に関する。
臓パラメータに関連する測定信号を発生するための測定
ユニットと、該測定信号を評価するための評価ユニット
とを有する心機能解析装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】心機能の監視、診断および治療では、心
臓の現在の状態を正確に検出し、しかも間違った解釈の
危険性を最小にすることが重要である。心臓の自動監視
は心臓疾患の治療での重要な手段であり、治療手段が必
要な場合には遅滞なく行われる。
臓の現在の状態を正確に検出し、しかも間違った解釈の
危険性を最小にすることが重要である。心臓の自動監視
は心臓疾患の治療での重要な手段であり、治療手段が必
要な場合には遅滞なく行われる。
【０００３】心電図（ＥＣＧ）は心機能を示す心臓パラ
メータの１つである。心臓の状態を確定する際に評価す
ることのできる測定信号を得るためＥＣＧを検出するこ
とは従来の技術である。
メータの１つである。心臓の状態を確定する際に評価す
ることのできる測定信号を得るためＥＣＧを検出するこ
とは従来の技術である。
【０００４】記録された心電図の電圧を電圧の時間微分
に対してプロットすることにより心電図をグラフィック
に解明するための１つの手段が、“Ｐｈａｓｅ Ｐｌａ
ｎｅＰｌｏｔ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｏｇｒａｍｓ ａｓ
ａ Ｍａｒｋｅｒ ｏｆＶｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｅ
ｌｅｃｔｒｉｃａｌ ＩｎｓｔａｂｉｌｉｔｙＤｕｒｉ
ｎｇ Ａｃｕｔｅ Ｉｓｃｈｅｍｉａ：Ｉｎｉｔｉａｌ
Ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ Ｒｅｓｕｌｔｓ ａｎｄ
Ｐｏｔｅｎｔｉａｌ Ｃｌｉｎｉｃａｌ Ａｐｐｌｉ
ｃａｔｉｏｎｓ”のタイトルの下に、刊行物ＰＡＣＥ、
Ｖｏｌ．１５，第ＩＩ部、１９９２年１１月、２１８８
〜２１９３頁に記載されている。この手続きは記録され
たＥＣＧ信号に相応する曲線を形成する。ここには、急
性虚血中および心室細動発生中には曲線部分における変
化間に相関のあることが示されている。この著者は、心
電図のグラフィック表示は従来のリアルタイム表示に対
する非常に優れた補助手段であると考えている。
に対してプロットすることにより心電図をグラフィック
に解明するための１つの手段が、“Ｐｈａｓｅ Ｐｌａ
ｎｅＰｌｏｔ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｏｇｒａｍｓ ａｓ
ａ Ｍａｒｋｅｒ ｏｆＶｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｅ
ｌｅｃｔｒｉｃａｌ ＩｎｓｔａｂｉｌｉｔｙＤｕｒｉ
ｎｇ Ａｃｕｔｅ Ｉｓｃｈｅｍｉａ：Ｉｎｉｔｉａｌ
Ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ Ｒｅｓｕｌｔｓ ａｎｄ
Ｐｏｔｅｎｔｉａｌ Ｃｌｉｎｉｃａｌ Ａｐｐｌｉ
ｃａｔｉｏｎｓ”のタイトルの下に、刊行物ＰＡＣＥ、
Ｖｏｌ．１５，第ＩＩ部、１９９２年１１月、２１８８
〜２１９３頁に記載されている。この手続きは記録され
たＥＣＧ信号に相応する曲線を形成する。ここには、急
性虚血中および心室細動発生中には曲線部分における変
化間に相関のあることが示されている。この著者は、心
電図のグラフィック表示は従来のリアルタイム表示に対
する非常に優れた補助手段であると考えている。
【０００５】米国特許第４４１７３０６号明細書には、
心信号を監視および記録する装置が記載されている。こ
の装置はＥＣＧを検出し、ＥＣＧ信号は心拍として受容
されるためには所定の勾配、振幅、デュレーションおよ
び経過を有しなければならない。ＱＲＳ複合波は検出さ
れる主要部分である。すなわち、心室心拍（心室収縮）
が存在するときに心臓で発生する電気信号である。
心信号を監視および記録する装置が記載されている。こ
の装置はＥＣＧを検出し、ＥＣＧ信号は心拍として受容
されるためには所定の勾配、振幅、デュレーションおよ
び経過を有しなければならない。ＱＲＳ複合波は検出さ
れる主要部分である。すなわち、心室心拍（心室収縮）
が存在するときに心臓で発生する電気信号である。
【０００６】米国特許第４４５３５５１号明細書には、
心室細動（ＶＦ）を検出するよう構成された装置が記載
されている。この装置は心臓からＥＣＧ信号を検出し、
これをデジタル化し、これを所定のピーク振幅まで増幅
する。増幅された信号は種々の手法で、ＶＦが存在する
か否かを確定するため解析することができる。例えば、
勾配の統計的分布または最大負勾配の周波数を解析する
ことができる。
心室細動（ＶＦ）を検出するよう構成された装置が記載
されている。この装置は心臓からＥＣＧ信号を検出し、
これをデジタル化し、これを所定のピーク振幅まで増幅
する。増幅された信号は種々の手法で、ＶＦが存在する
か否かを確定するため解析することができる。例えば、
勾配の統計的分布または最大負勾配の周波数を解析する
ことができる。
【０００７】欧州特許出願公開第０２２０９１６号公報
には、心室頻脈（ＶＴ）とＶＦを検出し、これらの状態
を終了させる処置を供給するように構成された装置が記
載されている。この装置は、心臓ＥＣＧを心臓の複数の
箇所で検出し、異なる測定点で検出された信号のシーケ
ンスを求める。ＶＴおよびＶＦの場合は、シーケンスが
通常のシーケンスとは種々の形態で異なる。
には、心室頻脈（ＶＴ）とＶＦを検出し、これらの状態
を終了させる処置を供給するように構成された装置が記
載されている。この装置は、心臓ＥＣＧを心臓の複数の
箇所で検出し、異なる測定点で検出された信号のシーケ
ンスを求める。ＶＴおよびＶＦの場合は、シーケンスが
通常のシーケンスとは種々の形態で異なる。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、でき
るだけ安全かつ有効に心臓欠陥の診断、心機能の監視お
よび治療に適用することができる装置を提供することで
ある。
るだけ安全かつ有効に心臓欠陥の診断、心機能の監視お
よび治療に適用することができる装置を提供することで
ある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】上記課題は本発明によ
り、評価ユニットは少なくとも１つのパラメータ信号を
前記測定信号に基づいて発生するための手段を有し、前
記評価ユニットは測定信号とパラメータ信号に対する関
連値をそれら関連値が所定数の条件を満たすか否かを検
出することにより解析することにより解決される。
り、評価ユニットは少なくとも１つのパラメータ信号を
前記測定信号に基づいて発生するための手段を有し、前
記評価ユニットは測定信号とパラメータ信号に対する関
連値をそれら関連値が所定数の条件を満たすか否かを検
出することにより解析することにより解決される。
【００１０】１つの測定信号だけを解析する代わりに、
本発明の装置はまず測定信号からパラメータ信号を発生
し、測定信号とパラメータ信号の関連信号値が解析され
る。正常に活動する心臓（例えば健康な心臓では）は血
流力学的に安定しており、同じ関連値シーケンスが１心
サイクルごとに発生される。従って種々の条件が同じシ
ーケンスでサイクルごとに満たされる。心臓の病理学的
変化およびその他の異常状態は種々の条件の満足度に異
なる仕方で影響を与え、従ってこれは簡単に識別でき
る。条件は数学的関係からなる。所定の個体における種
々の既知の条件に対する所定の関係を使用することがで
きる。
本発明の装置はまず測定信号からパラメータ信号を発生
し、測定信号とパラメータ信号の関連信号値が解析され
る。正常に活動する心臓（例えば健康な心臓では）は血
流力学的に安定しており、同じ関連値シーケンスが１心
サイクルごとに発生される。従って種々の条件が同じシ
ーケンスでサイクルごとに満たされる。心臓の病理学的
変化およびその他の異常状態は種々の条件の満足度に異
なる仕方で影響を与え、従ってこれは簡単に識別でき
る。条件は数学的関係からなる。所定の個体における種
々の既知の条件に対する所定の関係を使用することがで
きる。
【００１１】ここでは装置が、座標に相応する関連パラ
メータが座標系に曲線を形成し、この座標系は測定信号
とパラメータ信号を座標軸とし、所定数の条件が座標系
の所定数のエリアに相応し、評価ユニットが曲線が所定
数のエリアを通過するシーケンスを検出するように構成
すると有利である。
メータが座標系に曲線を形成し、この座標系は測定信号
とパラメータ信号を座標軸とし、所定数の条件が座標系
の所定数のエリアに相応し、評価ユニットが曲線が所定
数のエリアを通過するシーケンスを検出するように構成
すると有利である。
【００１２】座標系の座標に相応する関連値を使用する
と解析が明瞭になる。発生された曲線は、心機能が一定
であるかぎり実質的に心サイクルごとに一定である。
と解析が明瞭になる。発生された曲線は、心機能が一定
であるかぎり実質的に心サイクルごとに一定である。
【００１３】同時に出願された特許願には、信号の２次
元または多次元再生を使用して心臓関連信号を解析する
装置が記載されている。
元または多次元再生を使用して心臓関連信号を解析する
装置が記載されている。
【００１４】本発明の別の実施例は、測定信号から少な
くとも１つのパラメータ信号を発生する手段が微分器を
有し、この微分器が測定信号を微分する。
くとも１つのパラメータ信号を発生する手段が微分器を
有し、この微分器が測定信号を微分する。
【００１５】測定信号をパラメータとして微分すること
により関連値が得られ、この関連値は健康な心臓に対し
て実質的に閉じた曲線を形成する。この曲線は座標系に
おいて大きなループの内側に小さなループを有する。こ
の曲線は、例えばＶＴまたはＶＦが存在するときに変化
する。曲線が種々の心臓状態で通過することのできる種
々のエリアの定義と、曲線が通過するエリアとどのシー
ケンスでエリアが通過されるかの検出により種々異なる
不整頻脈と異常性の識別が可能になる。曲線は、所定の
他の固有心臓イベント、例えば退行性条件および期外拡
張が発生しても変化する。自発心拍および刺激された心
拍は種々の曲線を形成する。本発明の装置は自発心拍と
刺激された心拍の両方を検出するために使用することが
できる。
により関連値が得られ、この関連値は健康な心臓に対し
て実質的に閉じた曲線を形成する。この曲線は座標系に
おいて大きなループの内側に小さなループを有する。こ
の曲線は、例えばＶＴまたはＶＦが存在するときに変化
する。曲線が種々の心臓状態で通過することのできる種
々のエリアの定義と、曲線が通過するエリアとどのシー
ケンスでエリアが通過されるかの検出により種々異なる
不整頻脈と異常性の識別が可能になる。曲線は、所定の
他の固有心臓イベント、例えば退行性条件および期外拡
張が発生しても変化する。自発心拍および刺激された心
拍は種々の曲線を形成する。本発明の装置は自発心拍と
刺激された心拍の両方を検出するために使用することが
できる。
【００１６】これと択一的にまたはこれに付加して、測
定信号からパラメータ信号を発生するための手段が積分
器を有し、この積分器が測定信号を積分すると有利であ
る。
定信号からパラメータ信号を発生するための手段が積分
器を有し、この積分器が測定信号を積分すると有利であ
る。
【００１７】積分された信号により（積分は複数の心サ
イクルにわたって行われる）、装置はさらに安定し、曲
線は所定の決定エリアの外側で変化しない。積分間隔が
心サイクルよりも短ければパラメータ信号が生成され、
このパラメータ信号が測定信号とともに相応の手段で、
測定信号と測定信号の導関数として曲線を形成する。積
分は同時にノイズのろ波も行う。
イクルにわたって行われる）、装置はさらに安定し、曲
線は所定の決定エリアの外側で変化しない。積分間隔が
心サイクルよりも短ければパラメータ信号が生成され、
このパラメータ信号が測定信号とともに相応の手段で、
測定信号と測定信号の導関数として曲線を形成する。積
分は同時にノイズのろ波も行う。
【００１８】本発明の装置の実施例では、評価ユニット
が複数の比較器を有し、この比較器の各々が入力信号と
して少なくとも１つの測定信号またはパラメータ信号を
使用し、各比較器は座標系にラインを表わし、このライ
ンが所定数のエリアを表わし、相応する比較器が曲線が
所定のラインの片側にあるとき出力信号を発生し、シー
ケンス解析器がどの比較器により出力信号を発生された
かを検出するように構成される。
が複数の比較器を有し、この比較器の各々が入力信号と
して少なくとも１つの測定信号またはパラメータ信号を
使用し、各比較器は座標系にラインを表わし、このライ
ンが所定数のエリアを表わし、相応する比較器が曲線が
所定のラインの片側にあるとき出力信号を発生し、シー
ケンス解析器がどの比較器により出力信号を発生された
かを検出するように構成される。
【００１９】従って各比較器は座標系にラインを表わ
し、比較器の出力信号はラインのどちら側に曲線が配置
されているかに依存してゼロまたは１である。複数のラ
インにより座標系は複数のエリアに分割され、これらの
エリアは比較的に大きく、または小さくすることができ
る。比較器出力信号に基づき、曲線経過を各心サイクル
をとおしてたどることができ、心臓の状態を検出するた
めに種々の所定の経過と比較することができる。ライン
は相互に平行なもの、相互に垂直なもの、１つの共通点
から発するもの、複数の点から発するものであり得る。
し、比較器の出力信号はラインのどちら側に曲線が配置
されているかに依存してゼロまたは１である。複数のラ
インにより座標系は複数のエリアに分割され、これらの
エリアは比較的に大きく、または小さくすることができ
る。比較器出力信号に基づき、曲線経過を各心サイクル
をとおしてたどることができ、心臓の状態を検出するた
めに種々の所定の経過と比較することができる。ライン
は相互に平行なもの、相互に垂直なもの、１つの共通点
から発するもの、複数の点から発するものであり得る。
【００２０】曲線を座標系に関連してシフトし、付加的
に複数の異なるラインを形成することができるようにす
るため、評価ユニットがさらに基準信号発生器を有し、
この基準信号発生器が少なくとも１つの比較器に対する
入力信号としての基準信号を発生すると有利である。
に複数の異なるラインを形成することができるようにす
るため、評価ユニットがさらに基準信号発生器を有し、
この基準信号発生器が少なくとも１つの比較器に対する
入力信号としての基準信号を発生すると有利である。
【００２１】本発明の装置の付加的な改善実施例では、
関連値が少なくとも１つの固有条件を満たすまでの時間
を測定する第１のタイマが設けられる。
関連値が少なくとも１つの固有条件を満たすまでの時間
を測定する第１のタイマが設けられる。
【００２２】このタイマは条件満足度自体により与えら
れる情報に加えて、いつ測定信号−パラメータ信号（Ｍ
Ｓ−ＰＳ）線図に関連して曲線の経過が描かれたかの情
報を与える。これにより心臓の種々異なる状態を信頼性
をもって識別する確率が上昇する。
れる情報に加えて、いつ測定信号−パラメータ信号（Ｍ
Ｓ−ＰＳ）線図に関連して曲線の経過が描かれたかの情
報を与える。これにより心臓の種々異なる状態を信頼性
をもって識別する確率が上昇する。
【００２３】択一的に、または付加的な補足条件とし
て、関連値が第１の固有条件を満たしてから第２の固有
条件を満たすまでに経過した時間を測定する第２のタイ
マを設けることができる。
て、関連値が第１の固有条件を満たしてから第２の固有
条件を満たすまでに経過した時間を測定する第２のタイ
マを設けることができる。
【００２４】本発明の装置がさらに、心臓の状態に応じ
て心臓への刺激パルスを発生および送出するためのパル
ス発生器を有すると有利である。
て心臓への刺激パルスを発生および送出するためのパル
ス発生器を有すると有利である。
【００２５】これによって本発明の装置は必要な場合
は、治療手段を施すことができる。
は、治療手段を施すことができる。
【００２６】
【実施例】図１に示されたペースメーカー１は心臓２に
接続されている。ここではチップ電極３とリング電極４
が右心室に配置されており、第１電極導体５と第２電極
導体６を介してペースメーカー１のパルス発生器７に接
続されている。パルス発生器はまたペースメーカー容器
２０にも接続されており、ペースメーカ容器は不関電極
として機能する。すなわち、パルス発生器７は刺激パル
スをチップ電極３とリング電極４との間に送出すること
も、チップ電極３とペースメーカー容器２０との間に送
出することもできる。検出器８が第１電極導体５および
第２電極導体６に並列に接続されている。検出器８は心
臓の電気活動、すなわちＥＣＧを検出し、測定信号を信
号整形器９に送出する。信号整形器９はまず信号をバン
ドパスフィルタ１０でろ波する。バンドパスフィルタ１
０はまず高周波ノイズを除去する。高周波ノイズは除去
しないと後続の信号成分を埋もれさすことがある。ろ波
の後、ろ波された信号は増幅器１１、微分器１２および
積分器１３に送出される。積分器１３は信号を複数の心
サイクルにわたって積分する。このようにして３つのパ
ラメータ信号が測定信号から形成される。信号整形器９
は基準発生器１４を有し、この基準発生器は例えば電池
と、ペースメーカー制御のためのマイクロプロセッサを
有する。これら４つの信号、少なくともそれらの２つが
曲線を座標系に形成する。これら４つの信号は比較ユニ
ット１６に供給される。比較ユニット１６は複数の比較
器を有し、これら比較器は座標系の種々のラインを描
く。各比較器は、当該比較器が描くラインの所定の側に
曲線があるとき出力信号を発生する。従って複数の出力
線路Ｘ１，…，Ｘｎが比較ユニット１６からシーケンス
解析器１７に接続されている。シーケンス解析器はどの
比較器が出力信号を送出するか、およびその出力信号の
発生する順序（シーケンス）を検出する。複数のシーケ
ンス信号線路Ｙ１，…，Ｙｍがシーケンス解析器１７か
らペースメーカー電子回路１５に接続されている。ペー
スメーカー電子回路ではマイクロプロセッサがシーケン
ス解析器１７からの信号に基づき動作を起こすべきが否
かを決定する。
接続されている。ここではチップ電極３とリング電極４
が右心室に配置されており、第１電極導体５と第２電極
導体６を介してペースメーカー１のパルス発生器７に接
続されている。パルス発生器はまたペースメーカー容器
２０にも接続されており、ペースメーカ容器は不関電極
として機能する。すなわち、パルス発生器７は刺激パル
スをチップ電極３とリング電極４との間に送出すること
も、チップ電極３とペースメーカー容器２０との間に送
出することもできる。検出器８が第１電極導体５および
第２電極導体６に並列に接続されている。検出器８は心
臓の電気活動、すなわちＥＣＧを検出し、測定信号を信
号整形器９に送出する。信号整形器９はまず信号をバン
ドパスフィルタ１０でろ波する。バンドパスフィルタ１
０はまず高周波ノイズを除去する。高周波ノイズは除去
しないと後続の信号成分を埋もれさすことがある。ろ波
の後、ろ波された信号は増幅器１１、微分器１２および
積分器１３に送出される。積分器１３は信号を複数の心
サイクルにわたって積分する。このようにして３つのパ
ラメータ信号が測定信号から形成される。信号整形器９
は基準発生器１４を有し、この基準発生器は例えば電池
と、ペースメーカー制御のためのマイクロプロセッサを
有する。これら４つの信号、少なくともそれらの２つが
曲線を座標系に形成する。これら４つの信号は比較ユニ
ット１６に供給される。比較ユニット１６は複数の比較
器を有し、これら比較器は座標系の種々のラインを描
く。各比較器は、当該比較器が描くラインの所定の側に
曲線があるとき出力信号を発生する。従って複数の出力
線路Ｘ１，…，Ｘｎが比較ユニット１６からシーケンス
解析器１７に接続されている。シーケンス解析器はどの
比較器が出力信号を送出するか、およびその出力信号の
発生する順序（シーケンス）を検出する。複数のシーケ
ンス信号線路Ｙ１，…，Ｙｍがシーケンス解析器１７か
らペースメーカー電子回路１５に接続されている。ペー
スメーカー電子回路ではマイクロプロセッサがシーケン
ス解析器１７からの信号に基づき動作を起こすべきが否
かを決定する。
【００２７】医師はプログラミングユニット１９を用い
て、ペースメーカー電子回路１５とテレメータユニット
１８を介して交信することができる。これは例えば、比
較ユニット１６の比較器が描くラインを変更し、検出さ
れたシーケンスに関する記憶情報を引き出し、治療を施
すためである。
て、ペースメーカー電子回路１５とテレメータユニット
１８を介して交信することができる。これは例えば、比
較ユニット１６の比較器が描くラインを変更し、検出さ
れたシーケンスに関する記憶情報を引き出し、治療を施
すためである。
【００２８】図２は、ペースメーカー１で検出すること
のできる２つの異なる信号の例を示す。自発心臓信号２
５が上部に示されている。ここでは自発心臓信号２５だ
けが心臓信号２５にＱＲＳＴ複合波を示す。すなわち、
心収縮期での心室の脱分極と、心拡張期での再分極によ
り発生される信号を示す。
のできる２つの異なる信号の例を示す。自発心臓信号２
５が上部に示されている。ここでは自発心臓信号２５だ
けが心臓信号２５にＱＲＳＴ複合波を示す。すなわち、
心収縮期での心室の脱分極と、心拡張期での再分極によ
り発生される信号を示す。
【００２９】刺激心臓信号２７となる刺激パルス２６が
下部に示されている。ここでも心室信号だけが図示され
ている。直接比較するとわかるように、刺激心臓信号で
は正のＲ波が欠けており（自発心臓信号２５では見られ
る）、一方同時に刺激心臓信号の負の成分は自発心臓信
号２５のＳ波よりもさらに明白である。刺激心臓信号２
７の再分極波は自発心臓信号２５のＴ波よりも大きい。
下部に示されている。ここでも心室信号だけが図示され
ている。直接比較するとわかるように、刺激心臓信号で
は正のＲ波が欠けており（自発心臓信号２５では見られ
る）、一方同時に刺激心臓信号の負の成分は自発心臓信
号２５のＳ波よりもさらに明白である。刺激心臓信号２
７の再分極波は自発心臓信号２５のＴ波よりも大きい。
【００３０】図３には、各時点での導関数に対して比例
値がプロットされている。自発心臓信号２５は曲線３０
を発生し、刺激心臓信号２７は曲線３１を発生する。
値がプロットされている。自発心臓信号２５は曲線３０
を発生し、刺激心臓信号２７は曲線３１を発生する。
【００３１】比較器が描く信号ラインも座標系に記入さ
れている。比較器は図４に関連して詳細に説明する。図
からわかるように、自発心臓信号２５と刺激心臓信号２
７との間の形態の相違がＰＤ座標系においては、図２の
リアルタイム線図に示されたものよりも格段に明瞭にプ
ロットされている。
れている。比較器は図４に関連して詳細に説明する。図
からわかるように、自発心臓信号２５と刺激心臓信号２
７との間の形態の相違がＰＤ座標系においては、図２の
リアルタイム線図に示されたものよりも格段に明瞭にプ
ロットされている。
【００３２】上に述べたように比較ユニット１６は複数
の比較器を有する。図４は比較ユニット１６の１構成例
を示す。４つの比較器３２、３３、３４、３５により４
つの異なる領域条件が形成される。これらの条件は図３
のＰＤ線図のライン４５、４６、４７および４８に相応
する。比較ユニット１６への入力信号は信号線路３６の
比例信号、信号線路３７の積分信号、信号線路３８の基
準信号および信号線路３９の微分信号からなる。第１の
比較器３２では、比例信号が第１抵抗４０ａを介して負
の入力側に供給される。積分信号もポテンシオメータ４
１ａを介して負の入力側に供給される。正の入力側に
は、微分信号が第２抵抗４０ｂを介して、基準信号が第
２ポテンシオメータ４１ｂを介して供給される。第１の
比較器３２からの出力信号はＸ１で示されており、出力
信号を送出するためには第１の比較器３２に対して以下
の条件を満たさなければならない。
の比較器を有する。図４は比較ユニット１６の１構成例
を示す。４つの比較器３２、３３、３４、３５により４
つの異なる領域条件が形成される。これらの条件は図３
のＰＤ線図のライン４５、４６、４７および４８に相応
する。比較ユニット１６への入力信号は信号線路３６の
比例信号、信号線路３７の積分信号、信号線路３８の基
準信号および信号線路３９の微分信号からなる。第１の
比較器３２では、比例信号が第１抵抗４０ａを介して負
の入力側に供給される。積分信号もポテンシオメータ４
１ａを介して負の入力側に供給される。正の入力側に
は、微分信号が第２抵抗４０ｂを介して、基準信号が第
２ポテンシオメータ４１ｂを介して供給される。第１の
比較器３２からの出力信号はＸ１で示されており、出力
信号を送出するためには第１の比較器３２に対して以下
の条件を満たさなければならない。
【００３３】Ｄ＋Ｃｂ・Ｖｒｅｆ−Ｐ−Ｃａ・Ｉ＞０ ここで比例信号は一般的にＰで表わされ、微分信号は
Ｄ、積分信号はＩ、基準信号はＶｒｅｆで表わされ、抵
抗４０ａ，４０ｂ等はすべて同じ値を有し、抵抗に関連
するポテンシオメータの値は第１のポテンシオメータ４
１ａに対してはＣａ、第２のポテンシオメータ４１ｂに
対してはＣｂにより表わされている。
Ｄ、積分信号はＩ、基準信号はＶｒｅｆで表わされ、抵
抗４０ａ，４０ｂ等はすべて同じ値を有し、抵抗に関連
するポテンシオメータの値は第１のポテンシオメータ４
１ａに対してはＣａ、第２のポテンシオメータ４１ｂに
対してはＣｂにより表わされている。
【００３４】従って第１のラインは次のように表わすこ
とができる。
とができる。
【００３５】Ｄ＝Ｐ＋Ｃａ・Ｉ−Ｃｂ・Ｖｒｅｆ これは図３のＰＤ線図にライン４５を形成する。従って
第１の比較器３２は、曲線３０がライン４５の上方にあ
るとき出力信号を発生する。
第１の比較器３２は、曲線３０がライン４５の上方にあ
るとき出力信号を発生する。
【００３６】同じようにして比例信号が、抵抗４０ｃと
第１のインバータ４３ａを介して第２の比較器３３の負
の入力側に供給される。積分信号もまた第３のポテンシ
オメータ４１ｃと第１のインバータ４３ａを介して負の
入力側に供給される。正の入力側には微分信号が第４の
抵抗４０ｄを介して、基準信号が第４のポテンシオメー
タ４１ｄを介して供給される。第２の比較器３３からの
出力信号はＸ２で表わされており、第２の比較３３から
出力信号を受信するためには条件、 Ｄ＋Ｃｄ・Ｖｒｅｆ−（−Ｐ−Ｃｃ・Ｉ）＞０ が満たされなければならない。すなわちラインは、Ｄ＝
−Ｐ−Ｃｃ・Ｉ−Ｃｄ・Ｖｒｅｆである。これはＰＤ線
図のライン４６である。
第１のインバータ４３ａを介して第２の比較器３３の負
の入力側に供給される。積分信号もまた第３のポテンシ
オメータ４１ｃと第１のインバータ４３ａを介して負の
入力側に供給される。正の入力側には微分信号が第４の
抵抗４０ｄを介して、基準信号が第４のポテンシオメー
タ４１ｄを介して供給される。第２の比較器３３からの
出力信号はＸ２で表わされており、第２の比較３３から
出力信号を受信するためには条件、 Ｄ＋Ｃｄ・Ｖｒｅｆ−（−Ｐ−Ｃｃ・Ｉ）＞０ が満たされなければならない。すなわちラインは、Ｄ＝
−Ｐ−Ｃｃ・Ｉ−Ｃｄ・Ｖｒｅｆである。これはＰＤ線
図のライン４６である。
【００３７】比較器３４に対しては、比例信号が同じよ
うに第５の抵抗４０ｅと第２のインバータ４３ｂを介し
て、積分信号が第５のポテンシオメータ４１ｅと第２の
インバータ４３ｂを介して負の入力側に供給される。正
の入力側には微分信号が第６の抵抗４０ｆを介して、基
準信号が第６のポテンシオメータ４１ｆを介して供給さ
れる。第３の比較器３４の出力側Ｘ３は、曲線がＰＤ線
図のライン４７の上方にあるとき出力信号を発生する。
うに第５の抵抗４０ｅと第２のインバータ４３ｂを介し
て、積分信号が第５のポテンシオメータ４１ｅと第２の
インバータ４３ｂを介して負の入力側に供給される。正
の入力側には微分信号が第６の抵抗４０ｆを介して、基
準信号が第６のポテンシオメータ４１ｆを介して供給さ
れる。第３の比較器３４の出力側Ｘ３は、曲線がＰＤ線
図のライン４７の上方にあるとき出力信号を発生する。
【００３８】第４の比較器３５の負の信号入力側はイマ
ジナリーアース４２に接続されており、正の入力側には
微分信号が第７の抵抗４０ｇを介して、基準信号が第７
のポテンシオメータ４１ｇを介して供給される。出力側
Ｘ４は、曲線がＰＤ線図のライン４８の上方にあるとき
出力信号を発生する。
ジナリーアース４２に接続されており、正の入力側には
微分信号が第７の抵抗４０ｇを介して、基準信号が第７
のポテンシオメータ４１ｇを介して供給される。出力側
Ｘ４は、曲線がＰＤ線図のライン４８の上方にあるとき
出力信号を発生する。
【００３９】図３のＰＤ線図の曲線により示されている
ように、自発曲線３０は、第１のポイント４９（ライン
４５と４６の交点）と第２のポイント５０（ライン４
５、４７および４８の交点）を含んでいる。一方刺激信
号曲線３１は第２のポイント５０を含むだけである。従
ってシーケンス解析器１７により、発生された曲線が第
１ポイント４９と第２ポイント５０の両方を含んでいる
か否かを検出することによって、自発心臓信号を刺激心
臓信号から十分に区別することができ、信号が自発性性
のものか刺激されたものかの決定ができる。
ように、自発曲線３０は、第１のポイント４９（ライン
４５と４６の交点）と第２のポイント５０（ライン４
５、４７および４８の交点）を含んでいる。一方刺激信
号曲線３１は第２のポイント５０を含むだけである。従
ってシーケンス解析器１７により、発生された曲線が第
１ポイント４９と第２ポイント５０の両方を含んでいる
か否かを検出することによって、自発心臓信号を刺激心
臓信号から十分に区別することができ、信号が自発性性
のものか刺激されたものかの決定ができる。
【００４０】さらに一般的には、ライン４５、４６、４
７および４８間に形成されるエリアは種々異なる状態を
表わすということができる。というのは、比較器３２、
３３、３４、３５からの出力信号の組合せは各エリアに
対して唯一のものだからである。例えばＰＤ線図での起
源を見てみると、第１比較器３２、第３比較器３４およ
び第４比較器３５により信号の送出される条件はそれぞ
れライン４５、４７および４８に相応する。これらの条
件が満足されると、信号出力側Ｘ１，Ｘ２，Ｘ３，Ｘ４
に対して１０１１の信号状態が生じる。曲線により表わ
される各状態が記録されれば、複数の異なる心臓状態を
識別することができる。シーケンス解析器１７の機能を
図５および図６の線図に関連して説明する。
７および４８間に形成されるエリアは種々異なる状態を
表わすということができる。というのは、比較器３２、
３３、３４、３５からの出力信号の組合せは各エリアに
対して唯一のものだからである。例えばＰＤ線図での起
源を見てみると、第１比較器３２、第３比較器３４およ
び第４比較器３５により信号の送出される条件はそれぞ
れライン４５、４７および４８に相応する。これらの条
件が満足されると、信号出力側Ｘ１，Ｘ２，Ｘ３，Ｘ４
に対して１０１１の信号状態が生じる。曲線により表わ
される各状態が記録されれば、複数の異なる心臓状態を
識別することができる。シーケンス解析器１７の機能を
図５および図６の線図に関連して説明する。
【００４１】図５は８つの状態を示し、これらの状態は
基本的に上記の実施例で発生し得るものである。ライン
４６と４８の交点（図示せず）は図には示されていない
付加的エリアおよび状態を表わす。
基本的に上記の実施例で発生し得るものである。ライン
４６と４８の交点（図示せず）は図には示されていない
付加的エリアおよび状態を表わす。
【００４２】図３に示された自発曲線は、図５の線図で
は状態１０１１で開始し、ライン４６を通過して状態１
１１１となり、次にライン４５を通過して状態１１０１
に移行する。途中は省略するがこのようにしてシーケン
ス全体は元の状態１０１１に戻る。
は状態１０１１で開始し、ライン４６を通過して状態１
１１１となり、次にライン４５を通過して状態１１０１
に移行する。途中は省略するがこのようにしてシーケン
ス全体は元の状態１０１１に戻る。
【００４３】図６は、刺激信号３１によりカバーされる
状態間のシーケンスを示す。このシーケンスも状態１０
１１で開始する。しかし次にライン４５を横切り、直接
状態１０１１に移行する。その後は自発信号３０と同じ
シーケンスをたどる。
状態間のシーケンスを示す。このシーケンスも状態１０
１１で開始する。しかし次にライン４５を横切り、直接
状態１０１１に移行する。その後は自発信号３０と同じ
シーケンスをたどる。
【００４４】信号がたどることのできるシーケンスに基
づいて、シーケンス解析器１７は固有の状態変化シーケ
ンスを識別するように構成することができ、これに従っ
て信号をペースメーカー１のペースメーカー電子回路１
５に送出する。ライン４５〜４８はポテンシオメータ４
１ａ〜４１ｇにより、種々の患者に対する状態に適応す
るため種々の仕方でシフトすることができる。各シーケ
ンスまたは状態における変化シリーズは入力信号に対す
る所定の形態に相応する。形態は、種々異なる心臓状態
（例えば不整頻脈および期外収縮）において種々の仕方
で変化するから、迅速で信頼性の高い、心臓の現状態の
識別が実行される。従って必要ならば、適切な治療を直
ちに施すことができる。とくに種々異なるの形の不整頻
脈をわずらっている患者では、本発明の解析器を有する
ペースメーカーは簡単に異なる形を識別することがで
き、問題の状態に最も適した治療手段を施すことができ
る。
づいて、シーケンス解析器１７は固有の状態変化シーケ
ンスを識別するように構成することができ、これに従っ
て信号をペースメーカー１のペースメーカー電子回路１
５に送出する。ライン４５〜４８はポテンシオメータ４
１ａ〜４１ｇにより、種々の患者に対する状態に適応す
るため種々の仕方でシフトすることができる。各シーケ
ンスまたは状態における変化シリーズは入力信号に対す
る所定の形態に相応する。形態は、種々異なる心臓状態
（例えば不整頻脈および期外収縮）において種々の仕方
で変化するから、迅速で信頼性の高い、心臓の現状態の
識別が実行される。従って必要ならば、適切な治療を直
ちに施すことができる。とくに種々異なるの形の不整頻
脈をわずらっている患者では、本発明の解析器を有する
ペースメーカーは簡単に異なる形を識別することがで
き、問題の状態に最も適した治療手段を施すことができ
る。
【００４５】種々異なる心臓状態の識別での信頼性を高
めるために、シーケンス解析器１７にタイマを設け、こ
のタイマにより所定の状態で曲線の発生される時間を測
定する。
めるために、シーケンス解析器１７にタイマを設け、こ
のタイマにより所定の状態で曲線の発生される時間を測
定する。
【００４６】すべての状態は唯一のものであるから、す
べての状態の遷移を検出することは必ずしも常に必要で
はなく、それらのいくつかだけを所定の仕方で実行すれ
ばよい（例えば所定の状態からの発生または２つの所定
の状態間を経過する所定の所要時間）。
べての状態の遷移を検出することは必ずしも常に必要で
はなく、それらのいくつかだけを所定の仕方で実行すれ
ばよい（例えば所定の状態からの発生または２つの所定
の状態間を経過する所定の所要時間）。
【００４７】
【発明の効果】本発明により、安全かつ有効に心臓欠陥
の診断、心機能の監視および治療に適用することができ
る装置が得られる。
の診断、心機能の監視および治療に適用することができ
る装置が得られる。
【図１】本発明の装置の実施例のブロック回路図であ
る。
る。
【図２】自発心臓信号と刺激心臓信号を示す線図であ
る。
る。
【図３】本発明の装置の機能を説明するための線図であ
る。
る。
【図４】本発明の装置における比較ユニットのブロック
回路図である。
回路図である。
【図５】自発信号シーケンスを表わす線図である。
【図６】刺激信号シーケンスを表わす線図である。
１ ペースメーカー ３ チップ電極 ４ リング電極 ７ パルス発生器 ８ 検出器 ９ 信号整形器 １０ バンドパスフィルタ １１ 増幅器 １２ 微分器 １３ 積分器
Claims (9)
- 【請求項１】 電気的および機械的心臓パラメータ
（２）に関連する測定信号を発生するための測定ユニッ
ト（８）と、 該測定信号を評価するための評価ユニット（９、１６、
１７）とを有する心機能解析装置において、 前記評価ユニット（９、１６、１７）は少なくとも１つ
のパラメータ信号を前記測定信号に基づいて発生するた
めの手段（９）を有し、 前記評価ユニット（９、１６、１７）は測定信号とパラ
メータ信号に対する関連値をそれら関連値が所定数の条
件を満たすか否かを検出することにより解析することを
特徴とする心機能解析装置。 - 【請求項２】 関連するパラメータは座標系に曲線（３
０、３１）を形成する座標に相当し、 該座標系は測定信号とパラメータ信号とを座標軸とし、 前記所定数の条件は座標系における所定数のエリアに相
当し、 評価ユニット（９、１６、１７）は曲線が所定数のエリ
アを通過するシーケンスを有利には各心サイクルごとに
検出する請求項１記載の装置。 - 【請求項３】 測定信号から少なくとも１つのパラメー
タ信号を発生するための手段（９）は微分器（１２）を
有し、該微分器は測定信号を微分する請求項１または２
記載の装置。 - 【請求項４】 測定信号から少なくとも１つのパラメー
タ信号を発生するための手段（９）は積分器（１３）を
有し、該積分器は測定信号を積分する請求項１から３ま
でのいずれか１項記載の装置。 - 【請求項５】 前記評価ユニット（９、１６、１７）は
複数の比較器（３２、３３、３４、３５）を有し、 前記各比較器は少なくとも１つの測定信号またはパラメ
ータ信号を入力信号として使用し、 前記各比較器（４５、４６、４７、４８）は座標系にラ
イン（４５、４６、４７、４８）をプロットし、 前記ライン（４５、４６、４７、４８）は所定数のエリ
アを表わし、 相応する比較器は、曲線が所定のラインの一方の側にあ
るとき出力信号を発生し、 シーケンス解析器（１７）が設けられており、該シーケ
ンス解析器により比較器（３２、３３、３４、３５）が
出力信号を発生する順序が検出される請求項２から４ま
でのいずれか１項記載の装置。 - 【請求項６】 前記評価ユニット（９、１６、１７）に
は基準信号発生器（１４）がさらに設けられており、該
基準信号発生器は少なくとも１つの比較器（３２、３
３、３４、３５）に対する入力信号として使用される基
準信号を発生する請求項５記載の装置。 - 【請求項７】 第１のタイマが設けられており、該タイ
マは関連値が少なくとも１つの所定の条件を満たす時間
を測定する請求項１から６までのいずれか１項記載の装
置。 - 【請求項８】 第２のタイマが設けられており、該タイ
マは関連値が第１の所定の条件を満たしてから第２の所
定の条件を満たすまでに経過した時間を測定する請求項
１から７までのいずれか１項記載の装置。 - 【請求項９】 パルス発生器（７）が設けられており、
該パルス発生器は心臓（２）の機能に応じて心臓（２）
に刺激パルスを発生および送出する請求項１から８まで
のいずれか１項記載の装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| SE9203821A SE9203821D0 (sv) | 1992-12-18 | 1992-12-18 | Anordning foer att analysera funktionen av ett hjaerta |
| SE9203821-5 | 1992-12-18 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06217953A true JPH06217953A (ja) | 1994-08-09 |
Family
ID=20388171
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5319984A Pending JPH06217953A (ja) | 1992-12-18 | 1993-12-20 | 心機能解析装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5413109A (ja) |
| EP (1) | EP0613655B2 (ja) |
| JP (1) | JPH06217953A (ja) |
| DE (1) | DE69323291T3 (ja) |
| SE (1) | SE9203821D0 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SE9304029D0 (sv) * | 1993-12-03 | 1993-12-03 | Siemens Elema Ab | Analysanordning för att analysera elektriska signaler från ett hjärta |
| US5772691A (en) * | 1997-04-14 | 1998-06-30 | Sulzer Intermedics Inc. | Implantable cardiac stimulator with polarity detection for detecting ectopic beats |
Family Cites Families (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3616791A (en) † | 1969-04-30 | 1971-11-02 | American Optical Corp | Electrocardiographic morphology recognition system |
| US4457315A (en) † | 1978-09-18 | 1984-07-03 | Arvin Bennish | Cardiac arrhythmia detection and recording |
| US4417306A (en) * | 1980-01-23 | 1983-11-22 | Medtronic, Inc. | Apparatus for monitoring and storing utilizing a data processor |
| US4453551A (en) * | 1981-02-25 | 1984-06-12 | John Anderson | Apparatus for pattern recognition of ECG signals for detecting fibrillation |
| US4812976A (en) * | 1983-07-22 | 1989-03-14 | Lundy Research Laboratories, Inc. | Method and apparatus for characterizing the unknown state of a physical system |
| GB8526417D0 (en) * | 1985-10-25 | 1985-11-27 | Davies D W | Recognition of ventricular tachycardia |
| US4905708A (en) * | 1985-10-31 | 1990-03-06 | Davies David W | Apparatus for recognizing cardiac rhythms |
| US4870578A (en) * | 1987-08-19 | 1989-09-26 | Bomed Medical Manufacturing, Ltd. | Diastolic clamp for bioimpedance measuring device |
| US5042497A (en) * | 1990-01-30 | 1991-08-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Arrhythmia prediction and prevention for implanted devices |
| EP0487706A4 (en) † | 1990-06-20 | 1993-07-28 | Cedars-Sinai Medical Center | Methods for detecting and evaluating heart disorders |
| DE4039648A1 (de) † | 1990-12-12 | 1992-07-16 | Rolf Wendler | Messwertverarbeitungssystem fuer ein biologisches objekt |
| DE4126363B4 (de) † | 1991-08-06 | 2004-11-04 | Biotronik Gmbh & Co. Kg | Herzschrittmacher mit Mitteln zur Effektivitätserkennung |
-
1992
- 1992-12-18 SE SE9203821A patent/SE9203821D0/xx unknown
-
1993
- 1993-04-23 US US08/051,249 patent/US5413109A/en not_active Expired - Lifetime
- 1993-11-04 EP EP93117898A patent/EP0613655B2/en not_active Expired - Lifetime
- 1993-11-04 DE DE69323291T patent/DE69323291T3/de not_active Expired - Fee Related
- 1993-12-20 JP JP5319984A patent/JPH06217953A/ja active Pending
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| SE9203821D0 (sv) | 1992-12-18 |
| US5413109A (en) | 1995-05-09 |
| DE69323291D1 (de) | 1999-03-11 |
| DE69323291T3 (de) | 2007-06-28 |
| EP0613655A1 (en) | 1994-09-07 |
| EP0613655B2 (en) | 2007-01-24 |
| DE69323291T2 (de) | 1999-07-15 |
| EP0613655B1 (en) | 1999-01-27 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US6480734B1 (en) | Cardiac arrhythmia detector using ECG waveform-factor and its irregularity | |
| EP0607511B1 (en) | Device for analyzing the function of a heart | |
| US7142907B2 (en) | Method and apparatus for algorithm fusion of high-resolution electrocardiograms | |
| US6760615B2 (en) | Method and apparatus for discriminating between tachyarrhythmias | |
| US8977350B2 (en) | Methods for ectopy rejection for atrial fibrillation detection based on ventricular cycle lengths | |
| US6292694B1 (en) | Implantable medical device having atrial tachyarrhythmia prevention therapy | |
| EP0310216A2 (en) | Apparatus for detecting heart characteristics using electrical stimulation | |
| US20020019593A1 (en) | System and method for classifying cardiac complexes | |
| US20110152957A1 (en) | Chaos-based detection of atrial fibrillation using an implantable medical device | |
| WO2002024276A1 (en) | System and method for complexity analysis-based cardiac tachyarrhythmia detection | |
| US6625483B2 (en) | Method of noninvasively determining a patient's susceptibility to arrhythmia | |
| EP2237722B1 (en) | Apparatus for monitoring t-wave alternans | |
| AU549716B2 (en) | Electrocardiographic means for detecting potential ventricular trachycardia | |
| US5913828A (en) | Method and apparatus for distinguishing pacing pulses in an EKG using conduction velocity calculations | |
| JPH07194565A (ja) | 心臓からの電気信号を分析する分析装置及び心臓刺激器 | |
| US20040148109A1 (en) | Method and apparatus for prediction of cardiac dysfunction | |
| JPH06217953A (ja) | 心機能解析装置 | |
| WO1984003032A1 (en) | System and method for predicting ventricular tachycardia | |
| Pieper et al. | Design and implementation of a new computerized system for intraoperative cardiac mapping | |
| AU599407B2 (en) | System and method for predicting ventricular tachycardia | |
| Igel et al. | Automated ventricular tachyarrhythmia recognition: A combination of cycle length and nonlinear dynamics measurements | |
| EP0302577A2 (en) | System for predicting ventricular tachycardia | |
| EP0304137A2 (en) | System for predicting ventricular tachycardia | |
| Yoon et al. | Automated analysis of intracardiac blood pressure waveforms for implantable defibrillators | |
| Yang et al. | An interactive computerized system for recognition of sinus rhythm and pacing responses in development of tachycardia detection algorithms for ICDs |