JPH0832260B2 - 埋込み可能な人工臓器部品の制御用測定装置 - Google Patents
埋込み可能な人工臓器部品の制御用測定装置Info
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- JPH0832260B2 JPH0832260B2 JP62203000A JP20300087A JPH0832260B2 JP H0832260 B2 JPH0832260 B2 JP H0832260B2 JP 62203000 A JP62203000 A JP 62203000A JP 20300087 A JP20300087 A JP 20300087A JP H0832260 B2 JPH0832260 B2 JP H0832260B2
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- measuring
- probe
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- 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
- A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
- A61N1/3655—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure controlled by body or blood temperature
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Description
【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は、パルス制御回路を有する埋込み可能な人工
臓器部品の制御用測定装置であって、該パルス制御回路
には、電流線路を備えたカテーテルを介して測定プロー
ブが接続されている制御装置に関する。
臓器部品の制御用測定装置であって、該パルス制御回路
には、電流線路を備えたカテーテルを介して測定プロー
ブが接続されている制御装置に関する。
従来の技術 心臓ペースメーカの周波数調整のために、血液酸素飽
和度を検出する測定装置は例えばドイツ連邦共和国特許
第3152963号明細書から公知である。このような公知の
測定装置の構成が第２図に示されている。
和度を検出する測定装置は例えばドイツ連邦共和国特許
第3152963号明細書から公知である。このような公知の
測定装置の構成が第２図に示されている。
心臓ベースメーカＨと測定カテーテルおよび刺激カテ
ーテルの組合わせ３とからなる公知の心臓ペースメーカ
システムでは、パルス制御回路１によりカテーテル３が
ペースメーカ回路９とそれぞれを制御する測定回路10と
に交互に接続される。その際パルス制御回路１によりこ
のシステムの２つの作動状態が設定されるすなわちスイ
ッチ位置1aでは、ペースメーカ回路９が電気線路3aおよ
び電極６、７（７は心臓ペースメーカＨのケース）を介
して、電極によりECG信号を検出すると共に刺激パルス
を出力する。パルス制御回路１のスイッチ位置1bでは、
測定回路10が電流線路3aおよび3bを介して測定プローブ
２を走査する。
ーテルの組合わせ３とからなる公知の心臓ペースメーカ
システムでは、パルス制御回路１によりカテーテル３が
ペースメーカ回路９とそれぞれを制御する測定回路10と
に交互に接続される。その際パルス制御回路１によりこ
のシステムの２つの作動状態が設定されるすなわちスイ
ッチ位置1aでは、ペースメーカ回路９が電気線路3aおよ
び電極６、７（７は心臓ペースメーカＨのケース）を介
して、電極によりECG信号を検出すると共に刺激パルス
を出力する。パルス制御回路１のスイッチ位置1bでは、
測定回路10が電流線路3aおよび3bを介して測定プローブ
２を走査する。
したがってカテーテルは、少なくとも心臓ペースメー
カＨのパルス制御回路１と測定プローブ２との間では２
芯に構成されなければならない。しかし２芯のカテーテ
ルは単芯のカテーテルに比較して太く、可撓性が少な
い。また故障も高い。さらに２芯のカテーテルは単芯の
カテーテルよりも製造コストが高い。
カＨのパルス制御回路１と測定プローブ２との間では２
芯に構成されなければならない。しかし２芯のカテーテ
ルは単芯のカテーテルに比較して太く、可撓性が少な
い。また故障も高い。さらに２芯のカテーテルは単芯の
カテーテルよりも製造コストが高い。
発明が解決しようとする課題 本発明の課題は、心臓ペースメーカのパルス制御回路
と測定プローブとの間のカテーテルとして単芯のカテー
テルを使用することができるように構成することであ
る。
と測定プローブとの間のカテーテルとして単芯のカテー
テルを使用することができるように構成することであ
る。
課題を解決するための手段 上記課題は本発明により、ただ１つの電流線路を備え
たカテーテルがパルス制御回路と測定プローブとの間に
配置されており、 身体電極を介し、測定プローブとパルス制御回路との
間の身体組織が第２の電流導体として使用され、 測定センサが測定プローブに設けられており、前記測
定センサにより測定プローブと電流線路からなる測定回
路を通る電流の変化が測定値として検出され、当該測定
値は身体組織の抵抗には依存しないように構成して解決
される。
たカテーテルがパルス制御回路と測定プローブとの間に
配置されており、 身体電極を介し、測定プローブとパルス制御回路との
間の身体組織が第２の電流導体として使用され、 測定センサが測定プローブに設けられており、前記測
定センサにより測定プローブと電流線路からなる測定回
路を通る電流の変化が測定値として検出され、当該測定
値は身体組織の抵抗には依存しないように構成して解決
される。
前記測定値が身体組織の抵抗に依存しないようにする
ために本発明の実施例では、前記測定センサは測定回路
にある抵抗であり、該抵抗の測定値に依存する抵抗変化
は、障害量として作用する接続線路の抵抗変化よりも格
段に大きくなるように選定される。これにより身体組織
の抵抗の変化が所定の測定領域では無視できるほど小さ
くなる。
ために本発明の実施例では、前記測定センサは測定回路
にある抵抗であり、該抵抗の測定値に依存する抵抗変化
は、障害量として作用する接続線路の抵抗変化よりも格
段に大きくなるように選定される。これにより身体組織
の抵抗の変化が所定の測定領域では無視できるほど小さ
くなる。
また測定値が身体組織の抵抗に影響されないようにす
る別の手段は、測定センサが、測定回路に直列に接続さ
れた定電流調整器を制御することである。
る別の手段は、測定センサが、測定回路に直列に接続さ
れた定電流調整器を制御することである。
また、測定プローブは、パルス制御回路から送出され
た測定パルスに抵抗変化を以て応答し、当該抵抗変化は
前記測定パルスに対して、測定値に依存する遅延時間を
有するように構成しても、身体組織の抵抗の影響を排除
することができる。このようにすると、測定パルスに対
する測定プローブの抵抗変化を、身体変化による緩慢な
抵抗変化から明瞭に区別することができる。
た測定パルスに抵抗変化を以て応答し、当該抵抗変化は
前記測定パルスに対して、測定値に依存する遅延時間を
有するように構成しても、身体組織の抵抗の影響を排除
することができる。このようにすると、測定パルスに対
する測定プローブの抵抗変化を、身体変化による緩慢な
抵抗変化から明瞭に区別することができる。
さらに、測定プローブは測定値をデジタルパルス列に
変換し、当該パルス列は測定プローブの抵抗変化に相応
するように構成すると有利である。このようにすると、
ディジタル情報が測定回路内の緩慢な抵抗変化の影響を
受けない。
変換し、当該パルス列は測定プローブの抵抗変化に相応
するように構成すると有利である。このようにすると、
ディジタル情報が測定回路内の緩慢な抵抗変化の影響を
受けない。
または択一的に、測定プローブは測定値を周波数に変
換し、当該周波数が測定プローブの抵抗変化に相応する
ように構成することも測定値が身体組織の抵抗に依存し
ないようにするために有利な手段である。これにより測
定値を周波数情報として、同じく身体組織の抵抗変化に
依存しないで伝達することができるようになる。
換し、当該周波数が測定プローブの抵抗変化に相応する
ように構成することも測定値が身体組織の抵抗に依存し
ないようにするために有利な手段である。これにより測
定値を周波数情報として、同じく身体組織の抵抗変化に
依存しないで伝達することができるようになる。
本発明の別の構成では、パルス制御回路は刺激パルス
を、電流線路を備えたカテーテルおよび刺激電極を介し
て心筋に送出し、測定プローブは、パルス制御回路と電
極との間の接続線路に直列に接続されており、前記測定
プローブはダイオードを有し、ダイオードは刺激パルス
に対しては導通方向に、測定パルスに対しては阻止方向
に配置されている。この構成によって、刺激パルスが測
定プローブの測定値に関係する抵抗によって減衰される
ことがない。
を、電流線路を備えたカテーテルおよび刺激電極を介し
て心筋に送出し、測定プローブは、パルス制御回路と電
極との間の接続線路に直列に接続されており、前記測定
プローブはダイオードを有し、ダイオードは刺激パルス
に対しては導通方向に、測定パルスに対しては阻止方向
に配置されている。この構成によって、刺激パルスが測
定プローブの測定値に関係する抵抗によって減衰される
ことがない。
さらに、パルス制御回路は刺激パルスをコンデンサを
介して送出し、該コンデンサは刺激フェーズでは身体抵
抗を介して放電され、引続く復極フェーズで再び充電さ
れ、前記再充電のために必要な電流は心臓ペースメーカ
の損失エネルギーの一部であり、パルス制御回路は、刺
激パルスに対して反対の電流方向で送出された測定パル
スを同様にコンデンサを介して導き、これにより前記再
充電に必要な電流が測定プローブの制御のために使用さ
れるように構成すると、心臓ペースメーカの損失エネル
ギーの一部分であり再充電のために必要な電流が測定プ
ローブの駆動のために利用され、電力が節約される。
介して送出し、該コンデンサは刺激フェーズでは身体抵
抗を介して放電され、引続く復極フェーズで再び充電さ
れ、前記再充電のために必要な電流は心臓ペースメーカ
の損失エネルギーの一部であり、パルス制御回路は、刺
激パルスに対して反対の電流方向で送出された測定パル
スを同様にコンデンサを介して導き、これにより前記再
充電に必要な電流が測定プローブの制御のために使用さ
れるように構成すると、心臓ペースメーカの損失エネル
ギーの一部分であり再充電のために必要な電流が測定プ
ローブの駆動のために利用され、電力が節約される。
以下、第１図および第３図ないし第19図により本発明
の実施例を一層詳細に説明する。
の実施例を一層詳細に説明する。
第１図には心臓ペースメーカＨ用の装置の原理が示さ
れている。カテーテル３を交互にペースメーカ回路９ま
たは測定回路10に接続するパルス制御回路１は、カテー
テル３のなかに配置されている１芯の電流導体3aを介し
て、カテーテル３のなかに組み込まれている測定プロー
ブ２の１つの端子と接続されている。測定プローブ２の
第２の端子は、同じくカテーテル３のなかに配置されて
いる電流導体の第２の部分５を介して刺激電極６と接続
されている。心臓ペースメーカＨへの帰還導体として
は、可変の身体抵抗RKにより示されている身体組織とケ
ース電極７とが利用されている。それによって刺激パル
スも測定値も電流導体3aおよび５ならびに身体組織（破
線）を介して伝達される。カテーテル３は、可撓性およ
び信頼性を高めるように、一貫して１つの電流導体3aに
よってのみ構成されていなければならない。
れている。カテーテル３を交互にペースメーカ回路９ま
たは測定回路10に接続するパルス制御回路１は、カテー
テル３のなかに配置されている１芯の電流導体3aを介し
て、カテーテル３のなかに組み込まれている測定プロー
ブ２の１つの端子と接続されている。測定プローブ２の
第２の端子は、同じくカテーテル３のなかに配置されて
いる電流導体の第２の部分５を介して刺激電極６と接続
されている。心臓ペースメーカＨへの帰還導体として
は、可変の身体抵抗RKにより示されている身体組織とケ
ース電極７とが利用されている。それによって刺激パル
スも測定値も電流導体3aおよび５ならびに身体組織（破
線）を介して伝達される。カテーテル３は、可撓性およ
び信頼性を高めるように、一貫して１つの電流導体3aに
よってのみ構成されていなければならない。
第３図には、測定プローブ２に対する帰還導体として
身体組織を有する測定装置の別の実施例が示されてい
る。この場合、カテーテル３は公知の仕方で刺激電極６
に追加していわゆる中立電極6aを有する。このような中
立電極は、心臓ペースメーカＨによる刺激およびECG測
定ができるかぎり擾乱なしに、従ってまた身体回路を介
さずに心臓自体のなかで刺激電極６と中立電極6aとの間
で行われなければならないときに必要とされる。この場
合、測定プローブ２を通る電流は導体部分3bおよび５を
経て中立電極6aへ、またそこから静脈血液および心臓筋
肉RHを介して導体3aを経てパルス制御回路１へ流れる。
この場合、カテーテル３は第２の導体3bを有してはいる
が、測定プローブ２が２つの端子しか有していないこと
はこの装置の利点である。それに対して公知の装置では
３つの端子、すなわち心臓ペースメーカＨへの２つの端
子および刺激電極への１つの端子が必要である。しか
し、プローブの製造にあたっては端子は複雑化されてお
り、また故障確率が各端子により統計的に高められる。
身体組織を有する測定装置の別の実施例が示されてい
る。この場合、カテーテル３は公知の仕方で刺激電極６
に追加していわゆる中立電極6aを有する。このような中
立電極は、心臓ペースメーカＨによる刺激およびECG測
定ができるかぎり擾乱なしに、従ってまた身体回路を介
さずに心臓自体のなかで刺激電極６と中立電極6aとの間
で行われなければならないときに必要とされる。この場
合、測定プローブ２を通る電流は導体部分3bおよび５を
経て中立電極6aへ、またそこから静脈血液および心臓筋
肉RHを介して導体3aを経てパルス制御回路１へ流れる。
この場合、カテーテル３は第２の導体3bを有してはいる
が、測定プローブ２が２つの端子しか有していないこと
はこの装置の利点である。それに対して公知の装置では
３つの端子、すなわち心臓ペースメーカＨへの２つの端
子および刺激電極への１つの端子が必要である。しか
し、プローブの製造にあたっては端子は複雑化されてお
り、また故障確率が各端子により統計的に高められる。
第４図には測定プローブ２の回路の変形例が部分的に
示されている。この例は、この場合測定量に関係する抵
抗2bとして示されている測定センサとダイオード2aとの
並列回路を含んでいる。温度測定用として抵抗2bはたと
えば温度に関係する抵抗であってよい。ダイオード2aは
刺激パルスに対して導通性であるような極性に接続され
ている。それによって、刺激パルスが抵抗2bにおける電
圧降下により弱められることが防止される。
示されている。この例は、この場合測定量に関係する抵
抗2bとして示されている測定センサとダイオード2aとの
並列回路を含んでいる。温度測定用として抵抗2bはたと
えば温度に関係する抵抗であってよい。ダイオード2aは
刺激パルスに対して導通性であるような極性に接続され
ている。それによって、刺激パルスが抵抗2bにおける電
圧降下により弱められることが防止される。
測定はダイオード2aの阻止方向の定電流で行われる。
この簡単な実施例では特に、変動する身体抵抗RKなら
びに各刺激の際に電極６に生ずる分極電圧が擾乱量とな
る。しかし、これらの擾乱量の影響は、抵抗2bの測定量
に関係する抵抗変化が擾乱量として作用する接続導線お
よび身体抵抗RKの抵抗変化にくらべて大きいことにより
無視できる程度に小さくされ得る。
びに各刺激の際に電極６に生ずる分極電圧が擾乱量とな
る。しかし、これらの擾乱量の影響は、抵抗2bの測定量
に関係する抵抗変化が擾乱量として作用する接続導線お
よび身体抵抗RKの抵抗変化にくらべて大きいことにより
無視できる程度に小さくされ得る。
変動する身体抵抗RKの影響を消去する別の可能性が第
５図に示されている。第５図では測定プローブ２のなか
にダイオード2aに並列に制御可能な電流源2iが接続され
ている。第２の電流源2hが測定量に関係する抵抗2bに給
電する。電流源2iの制御入力端は電流源2hと測定量に関
係する抵抗2bとの接続点と接続されている。
５図に示されている。第５図では測定プローブ２のなか
にダイオード2aに並列に制御可能な電流源2iが接続され
ている。第２の電流源2hが測定量に関係する抵抗2bに給
電する。電流源2iの制御入力端は電流源2hと測定量に関
係する抵抗2bとの接続点と接続されている。
回路に測定パルスUSが与えられると、電流源2hを通っ
て定電流が流れ、測定値に関係する抵抗2bに測定値に関
係する制御電圧UMを発生し、この制御電圧が制御可能な
電流源2iを制御する。第６図には、測定プローブ２に生
ずる測定パルスUSが示されている。第７図には、制御可
能な電流源2iに生ずる測定値に関係する制御電圧UMが示
されている。制御可能な電流源2iはこの制御電圧UMに基
づいて制御電圧UM、従ってまた測定値に比例する定電流
ISを供給し、この定電流が測定回路10のなかで測定され
得る。この定電流ISは所与の範囲内で身体抵抗RKを含む
接続導体の抵抗および電極６、７における分極電圧に無
関係である。
て定電流が流れ、測定値に関係する抵抗2bに測定値に関
係する制御電圧UMを発生し、この制御電圧が制御可能な
電流源2iを制御する。第６図には、測定プローブ２に生
ずる測定パルスUSが示されている。第７図には、制御可
能な電流源2iに生ずる測定値に関係する制御電圧UMが示
されている。制御可能な電流源2iはこの制御電圧UMに基
づいて制御電圧UM、従ってまた測定値に比例する定電流
ISを供給し、この定電流が測定回路10のなかで測定され
得る。この定電流ISは所与の範囲内で身体抵抗RKを含む
接続導体の抵抗および電極６、７における分極電圧に無
関係である。
変動する身体抵抗RKおよび分極電圧の影響を消去する
別の可能性は、測定プローブが評価回路から送り出され
た測定パルスUSに、測定パルスUSにくらべて測定値に関
係する遅れを有する抵抗変化により応動することにあ
る。この測定値検出を実現するための回路例が第９図に
示されている。第９図ではダイオード2aに抵抗2cと、抵
抗2dおよびスイッチ2eの直列回路と、測定量に関係する
抵抗2bおよびコンデンサ2fの直列回路とが並列に接続さ
れている。スイッチ2eはしきい値スイッチ2kを介してコ
ンデンサ2fに生ずる電圧UCにより制御される。
別の可能性は、測定プローブが評価回路から送り出され
た測定パルスUSに、測定パルスUSにくらべて測定値に関
係する遅れを有する抵抗変化により応動することにあ
る。この測定値検出を実現するための回路例が第９図に
示されている。第９図ではダイオード2aに抵抗2cと、抵
抗2dおよびスイッチ2eの直列回路と、測定量に関係する
抵抗2bおよびコンデンサ2fの直列回路とが並列に接続さ
れている。スイッチ2eはしきい値スイッチ2kを介してコ
ンデンサ2fに生ずる電圧UCにより制御される。
回路の機能を以下に第10図〜第12図により説明する。
回路に定電流−測定パルス（Iconst）をダイオード2aの
導通方向と反対の方向に与えると、スイッチ2eは最初は
まだ開かれており、また測定プローブ２の全有効プロー
ブ抵抗RSは主として抵抗2cにより決定される。
回路に定電流−測定パルス（Iconst）をダイオード2aの
導通方向と反対の方向に与えると、スイッチ2eは最初は
まだ開かれており、また測定プローブ２の全有効プロー
ブ抵抗RSは主として抵抗2cにより決定される。
それによって測定プローブ２に測定パルスUSが与えら
れる。同時にコンデンサ2fが測定量に関係する抵抗2bを
経て充電される。測定量に関係する抵抗2bの抵抗値、従
ってまた測定量に関係する時間Δｔの後に、コンデンサ
2fにおける電圧UCがスイッチ2kのしきい値に到達し、ス
イッチ2kがスイッチ2eを閉じる。それによって、いまや
抵抗2dも有効になり、従ってプローブ抵抗RS、従ってま
た測定パルスUSの電圧も低下する。こうして測定パルス
Iconstの開始tUと測定パルスUSの電圧低下の時点tMとの
間の時間間隔Δｔは、身体組織の抵抗RKの徐々の変化と
分極電圧とに問題なく無関係に検出され得る測定量の尺
度を示す。
れる。同時にコンデンサ2fが測定量に関係する抵抗2bを
経て充電される。測定量に関係する抵抗2bの抵抗値、従
ってまた測定量に関係する時間Δｔの後に、コンデンサ
2fにおける電圧UCがスイッチ2kのしきい値に到達し、ス
イッチ2kがスイッチ2eを閉じる。それによって、いまや
抵抗2dも有効になり、従ってプローブ抵抗RS、従ってま
た測定パルスUSの電圧も低下する。こうして測定パルス
Iconstの開始tUと測定パルスUSの電圧低下の時点tMとの
間の時間間隔Δｔは、身体組織の抵抗RKの徐々の変化と
分極電圧とに問題なく無関係に検出され得る測定量の尺
度を示す。
最後に、測定量を身体組織の抵抗変動および分極電圧
に無関係にディジタルに伝達することも可能である。第
13図には、このような装置の１つの実施例の概要が示さ
れている。第13図では、ダイオード2aに抵抗2cと、抵抗
2dおよびスイッチ2eの直列回路と、測定量に関係する抵
抗2bおよび定電流源2hの直列回路とが並列に接続されて
いる。アナログ−ディジタル変換器2gが入力側で測定値
に関係する制御電圧UMを測定量に関係する抵抗2bから取
り出し、また出力側でスイッチ2eを制御する。
に無関係にディジタルに伝達することも可能である。第
13図には、このような装置の１つの実施例の概要が示さ
れている。第13図では、ダイオード2aに抵抗2cと、抵抗
2dおよびスイッチ2eの直列回路と、測定量に関係する抵
抗2bおよび定電流源2hの直列回路とが並列に接続されて
いる。アナログ−ディジタル変換器2gが入力側で測定値
に関係する制御電圧UMを測定量に関係する抵抗2bから取
り出し、また出力側でスイッチ2eを制御する。
この回路に測定パルスIconstをダイオード2aの導通方
向と反対の方向に与えると、アナログ−ディジタル変換
器2gの入力端に測定値に関係する制御電圧UMが生ずる。
この電圧はいま１つのディジタル値にコード化され、こ
のディジタル値がスイッチ2eを制御して抵抗2dを追加接
続する。従って、ディジタル情報は評価回路に、第15図
および第16図中に示されているプローブ抵抗RSまたはプ
ローブ電圧USに基づいて伝達される。その際にアナログ
−ディジタル変換器2gは、各測定パルスIconstの後に先
ず開始パルスを発し、次いでたとえば第14図〜第16図に
示されているような検出された測定値を２値情報の形態
で伝達するように構成されていてよい。第17図には、そ
れから形成されたディジタル測定電圧UDが示されてい
る。
向と反対の方向に与えると、アナログ−ディジタル変換
器2gの入力端に測定値に関係する制御電圧UMが生ずる。
この電圧はいま１つのディジタル値にコード化され、こ
のディジタル値がスイッチ2eを制御して抵抗2dを追加接
続する。従って、ディジタル情報は評価回路に、第15図
および第16図中に示されているプローブ抵抗RSまたはプ
ローブ電圧USに基づいて伝達される。その際にアナログ
−ディジタル変換器2gは、各測定パルスIconstの後に先
ず開始パルスを発し、次いでたとえば第14図〜第16図に
示されているような検出された測定値を２値情報の形態
で伝達するように構成されていてよい。第17図には、そ
れから形成されたディジタル測定電圧UDが示されてい
る。
第18図には、心臓ペースメーカＨがコンデンサ11を含
んでおり、それを介して刺激パルスが導かれる実施例が
示されている。
んでおり、それを介して刺激パルスが導かれる実施例が
示されている。
本発明による一極の測定カテーテル３によれば、ペー
スメーカ回路９の刺激回路内に利用されるコンデンサ11
の再充電の際にさもなければ失われるエネルギーを測定
のために利用することが簡単な仕方で可能である。
スメーカ回路９の刺激回路内に利用されるコンデンサ11
の再充電の際にさもなければ失われるエネルギーを測定
のために利用することが簡単な仕方で可能である。
第１図による実施例にくらべて、追加的にコンデンサ
11がパルス制御回路１と電流導体3aとの間に接続されて
おり、またパルス制御回路１は、測定段階の後にコンデ
ンサ11の残留電荷を接地点に導き出すため第３のスイッ
チ位置1cを有する。
11がパルス制御回路１と電流導体3aとの間に接続されて
おり、またパルス制御回路１は、測定段階の後にコンデ
ンサ11の残留電荷を接地点に導き出すため第３のスイッ
チ位置1cを有する。
第19図には、コンデンサ11のカテーテル側の電圧経過
により測定パルス制御の作用が示されている。第19図で
符号Ｓを付されているのは、コンデンサ11を介して発せ
られる刺激パルスである。US1からUS2への刺激パルスの
電圧低下に含まれている損失電力EVは身体抵抗RKを介し
てのコンデンサ11の放電により通常は再充電段階（破
線）で補償される。そのために必要な充電電力EAはたと
えば電力需要EMを有する２つの測定パルスM1、M2に対す
る相応の測定パルス制御により利用される。
により測定パルス制御の作用が示されている。第19図で
符号Ｓを付されているのは、コンデンサ11を介して発せ
られる刺激パルスである。US1からUS2への刺激パルスの
電圧低下に含まれている損失電力EVは身体抵抗RKを介し
てのコンデンサ11の放電により通常は再充電段階（破
線）で補償される。そのために必要な充電電力EAはたと
えば電力需要EMを有する２つの測定パルスM1、M2に対す
る相応の測定パルス制御により利用される。
第２図は公知の測定装置の構成の概要を示す図、第１図
および第３図ないし第19図は本発明による測定装置を説
明するための図である。 １……パルス制御回路、２……測定プローブ、2a……ダ
イオード、2b〜2d……抵抗、2e……スイッチ、2f……コ
ンデンサ、2g……アナログ−ディジタル変換器、2h……
定電流源、2i……電流源（定電流調節器）、2k……しき
い値スイッチ、３……カテーテル、3a、3b……電流導
体、５……電流導体の第２の部分、６……刺激電極、6a
……中立電極、７……ケース電極、８……駆動回路、９
……ペースメーカ回路、10……測定回路、11……コンデ
ンサ。
および第３図ないし第19図は本発明による測定装置を説
明するための図である。 １……パルス制御回路、２……測定プローブ、2a……ダ
イオード、2b〜2d……抵抗、2e……スイッチ、2f……コ
ンデンサ、2g……アナログ−ディジタル変換器、2h……
定電流源、2i……電流源（定電流調節器）、2k……しき
い値スイッチ、３……カテーテル、3a、3b……電流導
体、５……電流導体の第２の部分、６……刺激電極、6a
……中立電極、７……ケース電極、８……駆動回路、９
……ペースメーカ回路、10……測定回路、11……コンデ
ンサ。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ａ６１Ｆ 2/48 Ａ６１Ｎ 1/365
Claims (10)
- 【請求項１】パルス制御回路（１）を有する埋込み可能
な人工臓器部品の制御用測定装置であって、 該パルス制御回路には、電流線路（34a,3b）を備えたカ
テーテル（３）を介して測定プローブ（２）が接続され
ている制御装置において、 ただ１つの電流線路（3a）を備えたカテーテル（３）が
パルス制御回路（１）と測定プローブ（２）との間に配
置されており、 身体電極（６、７）を介し、測定プローブ（２）とパル
ス制御回路（１）との間の身体組織が第２の電流導体と
して使用され、 測定センサ（2b）が測定プローブ（２）に設けられてお
り、前記測定センサにより測定プローブと電流線路から
なる測定回路を通る電流の変化が測定値として検出さ
れ、当該測定値は身体組織の抵抗（RK）には依存しない
ように構成されていることを特徴とする、埋込み可能な
人工臓器部品の制御用測定装置。 - 【請求項２】パルス制御回路（１）から送出される測定
パルスは、身体組織の自律活動を決してトリガしないよ
うに短くかつ低エネルギーである特許請求の範囲第１項
記載の測定装置。 - 【請求項３】身体組織を介する電流回路は、測定パルス
の後も電極（６、７）に存在する分極状態が消失するま
で閉じられた状態に留まる特許請求の範囲第１項または
第２項記載の測定装置。 - 【請求項４】前記測定センサ（2b）は測定回路にある抵
抗であり、 該抵抗の測定値に依存する抵抗変化は、障害量として作
用する接続線路の抵抗変化よりも格段に大きい特許請求
の範囲第１項から第３項までのいずれか１項記載の測定
装置。 - 【請求項５】測定センサ（2b）は、測定回路に直列に接
続された定電流調整器（2i）を制御する特許請求の範囲
第１項から第３項までのいずれか１項記載の測定装置。 - 【請求項６】測定プローブ（２）は、パルス制御回路
（１）から送出された測定パルス（IConst）に抵抗変化
を以て応答し、当該抵抗変化は前記測定パルス
（IConst）に対して、測定値に依存する遅延時間を有す
る特許請求の範囲第１項から第３項までのいずれか１項
記載の測定装置。 - 【請求項７】測定プローブ（２）は測定値をデジタルパ
ルス列に変換し、当該パルス列は測定プローブ（２）の
抵抗変化に相応する特許請求の範囲第１項から第３項ま
でのいずれか１項記載の測定装置。 - 【請求項８】測定プローブ（２）は測定値を周波数に変
換し、当該周波数は測定プローブ（２）の抵抗変化に相
応する特許請求の範囲第１項から第３項までのいずれか
１項記載の測定装置。 - 【請求項９】パルス制御回路（１）は刺激パルスを、電
流線路（3a）を備えたカテーテル（３）および刺激電極
（６）を介して心筋（RH）に送出し、 測定プローブ（２）は、パルス制御回路（１）と電極
（６）との間の接続線路（3a,5）に直列に接続されてお
り、 前記測定プローブ（２）はダイオード（2a）を有し、ダ
イオードは刺激パルスに対しては導通方向に、測定パル
スに対しては阻止方向に配置されている特許請求の範囲
第１項から第８項までのいずれか１項記載の測定装置。 - 【請求項１０】パルス制御回路（１）は刺激パルスをコ
ンデンサ（CS）を介して送出し、 該コンデンサは刺激フェーズでは身体抵抗（RK）を介し
て放電され、引続く復極フェーズで再び充電され、 前記再充電のために必要な電流は心臓ペースメーカ
（Ｈ）の損失エネルギーの一部であり、 パルス制御回路（１）は、刺激パルスに対して反対の電
流方向で送出された測定パルスを同様にコンデンサ
（CS）を介して導き、 これにより前記再充電に必要な電流が測定プローブ
（２）の制御のために使用される特許請求の範囲第９項
記載の測定装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE3627933.1 | 1986-08-18 | ||
| DE3627933 | 1986-08-18 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6349137A JPS6349137A (ja) | 1988-03-01 |
| JPH0832260B2 true JPH0832260B2 (ja) | 1996-03-29 |
Family
ID=6307606
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62203000A Expired - Lifetime JPH0832260B2 (ja) | 1986-08-18 | 1987-08-14 | 埋込み可能な人工臓器部品の制御用測定装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4870967A (ja) |
| EP (1) | EP0256437B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0832260B2 (ja) |
| DE (1) | DE3772669D1 (ja) |
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| US5133349A (en) * | 1988-02-05 | 1992-07-28 | Siemens Aktiengesellschaft | Method for adapting the stimulation frequency of a heart pacemaker to the burden of the patient |
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| US5454377A (en) * | 1993-10-08 | 1995-10-03 | The Ohio State University | Method for measuring the myocardial electrical impedance spectrum |
| SE9600511D0 (sv) * | 1996-02-12 | 1996-02-12 | Pacesetter Ab | Bipolar sensor electrode |
| US6269264B1 (en) * | 1996-12-13 | 2001-07-31 | Pacesetter, Inc. | Method for measuring impedance in the body |
| JP4781898B2 (ja) * | 2006-04-28 | 2011-09-28 | 株式会社コロナ | 暖房機 |
| EP2367474A1 (en) * | 2008-11-24 | 2011-09-28 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Catheter interfacing |
Family Cites Families (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE1573240A1 (de) * | 1966-07-05 | 1970-11-26 | Rudolf Koch | Thermosonde zum Messen der Herzbluttemperatur |
| JPS5645629A (en) * | 1979-09-20 | 1981-04-25 | Olympus Optical Co | System for transmitting data of endoscope |
| DE3107128C2 (de) * | 1981-02-26 | 1984-07-05 | Heinze, Roland, Dipl.-Ing., 8000 München | Regelschaltung zur Anpassung der Stimulationsfrequenz eines Herzschrittmachers an die Belastung eines Patienten |
| US4406288A (en) * | 1981-04-06 | 1983-09-27 | Hugh P. Cash | Bladder control device and method |
| US4688575A (en) * | 1982-03-12 | 1987-08-25 | Duvall Wilbur E | Muscle contraction stimulation |
| US4436092A (en) * | 1982-05-19 | 1984-03-13 | Purdue Research Foundation | Exercise responsive cardiac pacemaker |
| FR2550095B1 (fr) * | 1983-08-02 | 1986-09-26 | Brehier Jacques | Procede de commande d'un stimulateur cardiaque et sonde pour la mise en oeuvre du procede |
| DE3419439C1 (de) * | 1984-05-24 | 1985-11-21 | Eckhard Dr. 8000 München Alt | Belastungsabhaengig frequenzvariabler Herzschrittmacher |
| DE3428975A1 (de) * | 1984-08-06 | 1986-02-13 | Michael S. 8113 Kochel Lampadius | Atmungsgesteuerter herzschrittmacher |
| US4688574A (en) * | 1985-06-17 | 1987-08-25 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Electrical stimulator for biological tissue having mode control |
| US4730618A (en) * | 1986-06-16 | 1988-03-15 | Siemens Aktiengesellschaft | Cardiac pacer for pacing a human heart and pacing method |
| US4787389A (en) * | 1987-07-16 | 1988-11-29 | Tnc Medical Devices Pte. Ltd. | Using an implantable antitachycardia defibrillator circuit |
-
1987
- 1987-08-05 EP EP87111352A patent/EP0256437B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1987-08-05 DE DE8787111352T patent/DE3772669D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1987-08-12 US US07/084,204 patent/US4870967A/en not_active Expired - Lifetime
- 1987-08-14 JP JP62203000A patent/JPH0832260B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0256437A1 (de) | 1988-02-24 |
| US4870967A (en) | 1989-10-03 |
| EP0256437B1 (de) | 1991-09-04 |
| JPS6349137A (ja) | 1988-03-01 |
| DE3772669D1 (de) | 1991-10-10 |
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