JPH09173476A

JPH09173476A - 真のｒ波と心室細動との識別手段を有する植え込み可能な医学装置

Info

Publication number: JPH09173476A
Application number: JP8339004A
Authority: JP
Inventors: Kelly H Mcclure; エツチマツククルアーケリー
Original assignee: Pacesetter Inc
Current assignee: Pacesetter Inc
Priority date: 1995-12-05
Filing date: 1996-12-04
Publication date: 1997-07-08
Also published as: US5623936A; EP0778050A2; EP0778050A3

Abstract

(57)【要約】【課題】植え込み可能な医学装置のＲ波事象検出シス
テムを、心臓内信号の“真の”（すなわち洞を出所とす
る）Ｒ波と心室細動波形との間の識別を行うことができ
るように改良する。【解決手段】入力として心臓内信号を受信するため、
また出力として第１のデルタ信号を発生するためのデル
タ変換器であって、Ｒ波およびＶＦ波形の双方に応答す
る高周波デルタ変換器と、入力として心臓内信号を受信
するため、また出力として第２のデルタ信号を発生する
ためのデルタ変換器であって、ＶＦ波形にのみ応答する
低周波デルタ変換器と、前記第１および第２のデルタ信
号に基づいて差信号を決定するための手段と、前記差信
号を少なくとも予め定められたしきい信号と比較するた
め、また前記差信号が予め定められたしきい信号を越え
る時に事象検出信号を発生するための、前記決定手段に
接続されているコンパレータ手段とを含んでおり、それ
によって、ＶＦ波形が心臓内信号に存在する時には、事
象検出信号が発生されない。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、心臓事象検出シス
テムを有する植え込み可能な医学装置の改良に関し、ま
た一層詳細には、真の（すなわち洞を出所とする）Ｒ波
と存在し得る心室細動波形との間の正確な識別を行うた
めのシステムに関する。

【０００２】

【従来の技術】最近のあらゆる植え込み可能なペースメ
ーカは、心臓事象を検出するための検出回路（以後“事
象検出器”と呼ぶ）を含んでおり、心臓の一方もしくは
双方のチャンバの活動が検出される。電気的心臓信号は
心臓内電位記録図すなわちＩＥＧＭ（または簡単に電位
記録図ＥＧＭ）と呼ばれ、また非常に速い比較的大きい
信号である。この信号の最も速い部分は内因性偏倚と呼
ばれ、またこれがペースメーカにより検出される。ペー
スメーカは心臓の内部からの心房または心室電位記録図
（ＥＧＭ）の一方または双方の内因性偏倚部分を検出す
ることができる。心房ＥＧＭは表面ＥＣＧのＰ波と一致
しており、他方において心室ＥＧＭは表面ＥＣＧのＲ波
と一致している。説明を簡単にしまた一般的用法と一致
させるため、ここで使用されるＰ波およびＲ波という用
語はそれぞれ心房または心室電位記録図の内因性偏倚部
分と同意語である。

【０００３】実際には、心臓信号は検出増幅器により事
象検出器において増幅され、またペースメーカの感度レ
ベルは検出増幅器の利得に比例している。心臓事象は、
検出増幅器からの増幅された心臓信号がしきいレベルを
越える時に検出される。ペースメーカの感度レベルおよ
びしきいレベルは、対象となる増幅された波（たとえば
Ｒ波またはＰ波）のみがしきいレベルを越えるように選
ばれている。しきいレベルを越える増幅されたＥＧＭ信
号に応答して、事象検出器が事象検出信号を発生する。
医師が手動で調節する方法および装置およびマイクロプ
ロセッサを使用する高度な方法および装置を含めて、感
度レベルおよびしきいレベルを選ぶための種々の方法お
よび装置が当該技術分野で知られている。

【０００４】しかし問題点として、心室細動（ＶＦ）の
発作から、増幅された心臓信号が典型的に、ＶＦを伴う
心臓内の急速な同期化されない電気的活動に起因して急
速かつ予測不可能な仕方でしきい値を越え始める。心臓
信号中のこのような急速かつ予測不可能な挙動はここで
はＶＦ波形と呼ばれる。ＶＦ波形に応答して、事象検出
器は、たとい真のＲ波がＩＥＧＭのなかに存在しないと
しても、事象検出信号を急速に発生する。すなわち、Ｖ
Ｆ波形によるしきい交叉が心臓筋肉の同期収縮と一致し
ない。包括的な心臓脱分極（および相当する収縮）の波
形の代わりに、ＶＦ波形が検出リードに隣接する比較的
少数のセルにより惹起される。

【０００５】これまで、実際のＲ波とＶＦに相当する信
号との間の識別を行うべく種々の試みがなされてきた。
ここで“レート検出システム”と呼ばれるこのようなシ
ステムの最も原始的なものは頻脈レートしきい（たとえ
ば２００ｂｐｍ）を越える事象検出信号を頻不整脈とし
て簡単に分類する。ここに参照により組み入れるものと
する米国特許第 4,181,133号、第 4,280,502号、第 4,6
86,989号、第 4,969,465号、第 5,103,822号および第
5,205,283号明細書はこのようなレート検出システムを
示している。

【０００６】Ｒ波をＶＦ波形（および頻不整脈）から識
別する他の試みはここに参照により組み入れるものとす
る米国特許第 4,880,005号明細書に示されている。米国
特許第 4,880,005号によれば、検出される信号のレー
ト、このようなレートの安定性、増されるレートの発作
の突然性および高いレートの持続性のような種々の因子
がモニタされる。

【０００７】代替的に、いくつかの方法はＶＦまたは頻
不整脈を同定または予測するべくＥＧＭ波形の形態（ま
たは形状）を解析する。（参照により組み入れるものと
する米国特許第 4,442,459号、第 4,552,154号および第
4,630,204号明細書を見よ）。

【０００８】他の方法は、Ｒ波とＶＦ波形または頻不整
脈との間の識別を試みるため、複雑なアルゴリズムを使
用する（たとえば参照により組み入れるものとする米国
特許第 4,493,325号、第 4,830,006号、第 4,880,004
号、第 4,905,708号、第 5,188,105号および第 5,217,0
21号明細書を見よ）。

【０００９】たとえば、ＩＥＧＭの周波数成分が、Ｒ波
が生起すると期待される時間窓の間に解析され得る。Ｒ
波がこの時間窓の間に存在する場合には、非常に高い周
波数の成分がＲ波の高周波含有率に起因してＩＥＧＭの
なかに観測される。しかし、もしその代わりにＶＦ波形
がこの時間窓の間にＩＥＧＭのなかに存在するならば、
比較的低い周波数の成分がＩＥＧＭのなかに観測され
る。数学的解析（たとえば高速フーリエ変換、ＦＦＴ）
または他の周波数に基づくアルゴリズムを使用して、洞
リズムを表すＩＥＧＭと心室細動を表すＩＥＧＭとの間
の識別を行うことが可能である。

【００１０】ＶＦまたはＶＴを検出するのに使用される
他の方法は電気的活動に対する心臓内のいくつかの位置
のモニタリングである。Ｒ波が発生される時、電気的活
動は心拍ごとに繰り返される特定の順序でいくつかの位
置で生起する。ＶＦの発作時には、この順序が変化し、
または予測不可能になり、こうして発生される事象検出
信号がＶＦに起因するものであることを指示する（たと
えば参照により組み入れるものとする米国特許第 4,79
0,317号明細書を見よ）。

【００１１】事象検出出力の間の識別を行うのに使用さ
れる方法の最後の例は、参照により組み入れるものとす
る米国特許第 5,161,527号明細書に示されている。この
米国特許第 5,161,527号は、徐脈整調のための適切なレ
ートを決定するだけでなく生理学的な内因性の心臓リズ
ムを病的な内因性の心臓リズムから識別するのに少なく
とも新陳代謝指示センサを使用する。

【００１２】前記の特許明細書に記載されている方法の
各々は、Ｒ波に相当する事象検出信号とＶＦ波形または
心室頻脈（ＶＴ）の結果である事象検出信号との間の識
別を行うのに、本質的に逆向きに作用しなければならな
い。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】従って本発明の課題
は、“真の”（すなわち洞を出所とする）Ｒ波と心室細
動との間の識別を行うことのできる改良されたＲ波事象
検出システムを提供することにある。

【００１４】

【課題を解決するための手段】この課題は本発明によれ
ば請求項１の特徴部分に記載の構成により解決される。
本発明は、心臓内電位記録図信号（以後簡単にＩＥＧＭ
と呼ぶ）のＲ波を検出するのに植え込み可能なペースメ
ーカに使用するための心臓事象検出器を提供するもので
あり、このような検出は、ＦＦＴまたは他の複雑な変換
を必要とせずに、ＩＥＧＭ入力信号の周波数成分に基づ
いて、“真の”Ｒ波と心室細動との間の識別を行う。

【００１５】Ｒ波およびＶＦ波形の双方に応答して事象
検出信号を発生することによりＲ波を検出する前記の方
法と異なり、本発明はＲ波に応答してのみ検出信号を発
生し、またＶＦ波形には実質的に感受性を有していな
い。

【００１６】有利なことに、本発明はこのことを、高周
波デルタ変換器および低周波デルタ変換器の双方を通じ
てＩＥＧＭを主として処理し、また次いでそれらの間の
差を観測することにより達成する。高周波デルタ変換器
はＲ波およびＶＦ波形に速く応答する。他方、低周波デ
ルタ変換器はＲ波には遅く応答するが、遅く変化するＶ
Ｆ波形には適切に応答する。本発明は、高周波変換器と
低周波変換器との間の大きい差が真のＲ波を指示し、ま
た高周波および低周波デルタ変換器が（ある許容差内
で）同一の大きさを含んでいる時に心室細動が存在して
いるという前提に基づいている。

【００１７】本発明を理解するために、デルタ変換器の
作動およびデルタ変換器の設計時に考慮すべき因子を基
本的に理解することは有用であろう。

【００１８】手短かに言うと、デルタ変換器は入力信号
がクロックサイクルの集合（またはクロックフェーズ）
の間に増大しているか減少しているかを指示する“デル
タ信号”を発生する。これは、現在の入力信号を以前の
入力信号と比較することにより達成される。現在の入力
信号が以前の入力信号よりも大きい場合には、増大ビッ
トがデルタ変換器の出力端に発生される。現在の入力信
号が以前の入力信号よりも小さい場合には、減少ビット
がデルタ変換器の出力端に発生される。

【００１９】しかし、現在の入力信号が以前の入力信号
よりも“大きい”または“小さい”とみなされるために
は、現在の入力信号が以前の入力信号から少なくともス
テップだけ異なっていなければならない（すなわち現在
＞（以前＋１ステップ）または以前＞（現在＋１ステッ
プ））。ステップはデルタ変換器において定義される予
め定められた電圧差である。

【００２０】現在の入力信号が以前の入力信号を１ステ
ップよりも小さい大きさだけ越える場合には（または以
前の入力信号が現在の入力信号を１ステップよりも小さ
い大きさだけ越える場合には）、デルタ変換器は、利用
される特定のデルタ変換器に関係して、増大ビット、減
少ビットもしくは中性ビットを発生する。

【００２１】たとえば、１つの形式のデルタ変換器は、
もしデルタ変換器が以前のクロックサイクルの間に減少
ビットを発生したならば、以前の入力信号の１ステップ
以内しか変化しない現在の信号に応答して増大ビットを
発生し得る（およびその逆）。こうして、この典型的な
形式のデルタ変換器は、比較的平坦な入力信号、すなわ
ちクロックサイクルあたり１ステップ以上変化しない入
力信号に応答して、増大ビットの発生と減少ビットの発
生との間を交互する。

【００２２】デルタ変換器はデルタサイクル（たとえば
８クロックサイクル）の間に増大ビットおよび減少ビッ
トを累積する。累積されたビットに応答して、デルタ変
換器はデルタサイクルの間に累積された増大および減少
ビットの指標としての符号付き信号である“デルタ信
号”を発生する。こうして、デルタ信号はデルタサイク
ルの間の入力信号の全体的な変化の指標である。

【００２３】一般的に、デルタ信号がデルタサイクルの
間の入力信号の全体的な変化の指標ではない出力信号を
発生する因子として下記の３つがある。第１に、もしス
テップが過大であれば（すなわち入力信号中の変化より
も大きいならば）、デルタ変換器は（たとえば上記の典
型的なデルタ変換器の場合のように）増大ビットの発生
と減少ビットの発生との間を交互する。その結果とし
て、デルタ信号（近似的に等しい数の増大ビットおよび
減少ビットの指標である）は、たとい入力信号が各デル
タサイクルの間にかなり（しかしクロックサイクルあて
り１ステップよりも小さい大きさだけ）変化していると
しても、比較的平坦な入力信号を指示する。

【００２４】第２に、もしステップが過小であれば、デ
ルタ変換器は入力信号に“追いつく”ことができない。
これは、各増大ビットが１ステップの増大（各減少ビッ
トに対しては逆）のみを表し得るためである。たとえ
ば、もし入力信号がクロックサイクルあたり２ステップ
のレートで増大しているならば、デルタ変換器はクロッ
クサイクルごとに増大ビットを発生する。しかし、デル
タサイクルの間に累積された増大ビットの指標であるデ
ルタ信号は入力信号がクロックサイクルあたりただ１つ
のステップだけ増大したことを指示する。従って、いく
つかのデルタサイクルにわたって、デルタ信号により指
示される入力信号中の変化はいくつかのデルタサイクル
にわたる入力信号中の実際の変化から（すなわち後方に
遅れて）大きく異なり得る。

【００２５】第３に、もしステップが過度に遅いならば
（すなわちもしクロックサイクルが過度に長いなら
ば）、デルタ変換器は入力信号に“追いつく”ことがで
きない。入力信号がクロックサイクルあたり２ステップ
のレートで増大している上記の例を使用して、ステップ
サイズが倍増されまたクロックサイクルの長さが倍増さ
れたと仮定する。入力信号はこうしてまだクロックサイ
クルあたり２ステップのレートで増大しており、またデ
ルタ信号遅れの上記の問題は、たといステップサイズが
倍増されたとしても、同様に生起するであろう。しか
し、問題点として、クロックレートの増大はペースメー
カ内の電池の電流消費の増大の原因となる。従って、ク
ロックレートは、過度に遅いクロックレートにより惹起
される上記の問題を考慮に入れて、可能なかぎり遅く選
定されるべきである。

【００２６】本発明はデルタ変換器の上記の特性を有利
に利用する。予め定められたステップおよび第１のクロ
ック信号（高周波のクロック信号）を使用して第１のデ
ルタ変換器を“同調”することにより、第１のデルタ変
換器はデルタサイクルにわたる速い入力信号（たとえば
Ｒ波）内の変化の指標である第１のデルタ信号を発生す
るようにされ得る。こうして、第１のデルタ変換器は高
周波デルタ変換器とも呼ばれ得るし、またＲ波およびよ
り遅いＶＦ波形を正確に走査することができる。

【００２７】第２のデルタ変換器は予め定められたステ
ップおよび第２のクロック信号（低周波のクロック信
号）を使用して同調される。第２のデルタ変換器は、入
力信号のスリューレートが遅いＶＦスリューレートを越
える時のみ第２のデルタ信号を発生し、またＲ波のより
速いスリューレートが存在している時には第２のデルタ
信号を発生しない。こうして、ＶＦ波形に応答して、低
周波デルタ変換器および高周波デルタ変換器は互いに実
質的に等しい第１および第２のデルタ信号を発生する。
しかし、Ｒ波に応答しては、低周波デルタ変換器は高周
波デルタ変換器により発生される第１のデルタ信号より
も実質的に小さい第２のデルタ信号を発生する。

【００２８】なお注意すべきことは、同一の結果が、各
々が同一のクロック信号を使用するが異なるサイズのス
テップを有する第１および第２のデルタ変換器を使用し
て得られることである。この場合には、第１のデルタ変
換器は大きいステップを利用し、また第２のデルタ変換
器は小さいステップを利用する。大きいステップはＶＦ
波形に応答して、またＲ波に応答して入力信号中の変化
（またはスリュー）を表すのに十分に大きい。小さいス
テップはＶＦ波形に応答して入力信号中の変化（または
スリュー）を正確に表すのに十分に大きいが、Ｒ波に起
因する入力信号中の増大（またはスリュー）を表すのに
は小さ過ぎる。しかし、異なるクロック信号を使用する
前者のアプローチを以下に例により説明する。

【００２９】第１および第２のデルタ信号はそれぞれ第
１および第２の積分された信号を発生する第１および第
２のカウンタで累積される（または有効に積分され
る）。周期的に、減算器が第１の積分された信号と第２
の積分された信号との間の差の指標である差信号を発生
する。ＶＦの存在中は、第１および第２のデルタ信号が
上記のように実質的に等しいので、積分された信号は実
質的に等しい。こうして、ＶＦ波形が存在している時に
は、差信号は実質的に零である。

【００３０】対照的に、積分された信号はＲ波に応答し
て異なる。なぜならば、第１および第２のデルタ信号が
上記のように異なるからである。従って、Ｒ波が存在し
ている時には、差信号は零ではない。

【００３１】差信号は第１および第２のコンパレータに
与えられる。第１のコンパレータは差信号を高しきい信
号と比較し、また第２のコンパレータは差信号を低しき
い信号と比較する。差信号が高しきい信号もしくは低し
きい信号を越える場合には、第１または第２のコンパレ
ータはそれぞれ高または低検出信号を発生する。高しき
い信号は典型的に正の信号であり、また低しきい信号は
典型的に負の信号である。こうして、高および低しきい
信号は、差信号が（ＶＦ波形が入力信号中に存在してい
る時に、第１および第２の積分された信号が実質的に等
しいので、生起するような）高または低検出信号の発生
なしにとり得る信号レベルの窓を画定する。差信号が
（入力信号中のＲ波の存在に応答して生起するように）
大きい時には、高もしくは低検出信号がそれぞれ高また
は低しきい信号を越える差信号に応答して発生される。
高および低検出信号は高および／または低検出信号の発
生に応答して検出信号を発生する“オア”ゲートに接続
されている。

【００３２】こうして、事象検出信号はＲ波に応答して
発生されるが、ＶＦ波形に応答しては発生されない。

【００３３】要約すると、本発明はこうして、（１）第
１のデルタ信号を発生するべくＩＥＧＭに接続されてい
る高周波デルタ変換器と、（２）第２のデルタ信号を発
生するべくＩＥＧＭに接続されている低周波デルタ変換
器と、（３）第１のデルタ信号を積分するように、前記
高周波デルタ変換器に接続されている第１のカウンタ
と、（４）第２のデルタ信号を積分するように、前記低
周波デルタ変換器に接続されている第２のカウンタと、
（５）前記第１および第２の積分された信号の間の差信
号を発生するための減算器と、（６）前記しきい信号が
越えられている時に事象検出信号を発生するべく前記差
信号を少なくとも予め定められたしきい信号と比較する
ためのコンパレータ回路とを含んでいる装置として特徴
付けられる。

【００３４】代替的な実施例では、本発明は、真のＲ波
の不存在時に生起する非零の差信号がＶＦ波形の存在の
信頼できる指標であることが判明しているので、改良さ
れた心室細動検出器として特徴付けられ得る。

【００３５】作動中、Ｒ波が存在している時には常に、
事象検出信号が発生される。この検出信号はＶＦ波形が
存在している時には常に発生されない。

【００３６】本発明は下記の過程を有する方法としても
特徴付けられる。すなわち（ａ）Ｒ波およびＶＦ波形の
双方に応答するように第１のデルタ変換器を同調させる
過程と、（ｂ）ＶＦ波形のみに応答するように第２のデ
ルタ変換器を同調させる過程と、（ｃ）前記第１および
第２のデルタ変換器の双方への入力として心臓内信号を
受信し、また出力としてそれぞれ第１および第２のデル
タ信号を発生する過程と、（ｄ）前記第１および第２の
デルタ信号に基づいて差信号を決定する過程と、（ｅ）
前記差信号が少なくとも予め定められたしきい信号を越
える時には常に事象検出信号を発生する過程とを含んで
おり、それによって、ＶＦ波形が心臓内信号に存在する
時には、事象検出信号が発生されない。

【００３７】デルタ変換器のクロック周波数は、高周波
変換器が過走査なしにＲ波に対して最大振幅信号を生ず
るレートで変換しているように同調され得る。他方にお
いて、低周波変換器は速いＲ波を変換しないように同調
され得る。

【００３８】この仕方で、検出信号はＲ波が存在してい
る時には常に発生され、また検出信号は心室細動波形が
存在している時には常に発生されない。高周波および低
周波デルタ変換器が（ある許容細動内で）同一の大きさ
を含んでいる時には常に心室細動が存在していることは
明らかであろう。

【００３９】このようにして、真のＲ波が心臓信号に存
在している時には常にＲ波を検出するが、心室細動波形
が存在している時にはＲ波を検出しない検出装置および
方法を提供することが本発明の特徴である。

【００４０】このようなＲ波に応答して検出信号を発生
し、またこのような心室細動波形に応答して検出信号を
発生しないこのような装置および方法を提供することが
本発明の他の特徴である。

【００４１】

【実施例】本発明の上記および他の実施態様、特徴およ
び利点は添付の図面を参照して行われる以下の詳細な説
明から一層明らかになろう。

【００４２】いくつかの図面を通じて、対応する符号は
同一の構成要素を示す。

【００４３】以下の説明は本発明を実施するために現在
考えられる最良の形態に関するものである。この説明は
本発明の範囲を限定するものではなく、単に本発明の一
般的な原理を説明する目的で行われる。本発明の範囲は
特許請求の範囲を参照して決定されるものとする。

【００４４】図１には、本発明が利用され得る形式の典
型的な心臓ペースメーカが示されている。

【００４５】心臓事象検出器２１および治療回路２３
は、組み合わさって、患者の身体に植え込まれ、またリ
ード１２を介して患者の心臓１０に取付けられる植え込
み可能な装置２５を成している。リード１２は植え込み
可能な装置２５と心臓１０との間の電気的通信を行う。
リード１２を通じて、心臓内の信号が心臓１０から植え
込み可能な装置２５内の心臓事象検出器２１へ通信され
る。植え込み可能な装置２５は、植え込み可能な電子式
ペースメーカの分野で知られているように、植え込み可
能な密封されたハウジングに収納されている。

【００４６】心臓事象検出器２１は心臓内信号を処理
し、また少なくとも１つの出力信号を発生する。この出
力信号はペースメーカのような治療回路２３に送られ
る。治療回路２３はリード１２を介して心臓１０に供給
される治療（典型的には刺激パルス）を制御する。代替
的に、第２のリードを設けて患者の心臓１０に所望の治
療を（たとえばデュアルチャンバ刺激システムとして）
供給するのに使用することもできる。

【００４７】一例として、図１の実施例では、本発明の
治療回路２３は心臓ペースメーカを含んでいる（以下
“心臓ペースメーカ２３”と呼ぶ）。しかし本発明が抗
頻脈ペースメーカ、カージオバーター、植え込み可能な
モニタリング装置、心臓刺激装置および細動除去装置に
使用するために適していることは理解されるべきであ
る。

【００４８】心臓ペースメーカ２３は制御回路２０、パ
ルス発生回路２２、メモリ２４およびテレメトリ回路２
６を含んでいる。制御回路２０は心臓事象検出器２１か
らの出力信号を受信し、また、それに応答して、最適な
治療が心臓１０に供給されているか否かを評価する。も
し供給されている治療が最適でないならば、制御回路２
０が必要な調節を行い、また心臓１０に一層最適な治療
を供給する。一般に心臓１０に供給される治療は、最適
な治療または最適に近い治療が心臓１０に供給されるま
で、繰り返して調節され得る。

【００４９】図２には、本発明の心臓事象検出器２１の
ブロック図が示されている。図１のリード１２は増幅器
３０に接続されている。リード１２は少なくとも１つの
電気導体（たとえば単極性リード）および好ましくは２
つの電気導体（たとえば双極性リード）を含んでいる。
リード１２の遠位端で、第１の導体３２がリードの尖端
（図示せず）に接続されている。リード１２の近位端
で、第１の導体３２は第１の接続点３８において増幅器
３０の非反転入力端３６に接続されている。

【００５０】単極性構成では、増幅器３０の反転入力端
４０は第２の接続点４２において、戻り電極のように作
用する植え込み可能な装置２５のハウジング（図１の２
９）に接続されている。こうして、非反転入力端と反転
入力端との間の電圧電位は“単極性”の心臓信号であ
る。

【００５１】双極性構成では、リード１２はリング電極
（図示せず）に接続されている第２の導体３４を含んで
いる。第２の導体３４は第２の接続点４２において増幅
器３０の反転入力端に接続されている。非反転入力端と
反転入力端との間の電圧電位は“双極性”の心臓信号で
ある。このような単極性および双極性のリードは心臓整
調の分野で知られている。

【００５２】なお本発明は、いくつかの実施態様では、
心臓事象検出器２１の一部分のみを含んでいてよい。他
の部分はフィルタリング回路、前置増幅器回路、心室細
動検出器、形態検出器などを含んでいる。このような他
の回路および検出器は当分野で知られており、また一般
に図１中に示されているような心臓事象検出器２１に含
まれている。

【００５３】増幅器３０の出力端４４は２つのデルタ変
換器、すなわち高周波デルタ変換器４６および低周波デ
ルタ変換器４８に接続されている。本発明に使用するの
に適したデルタ変換器は当分野でよく知られている。デ
ルタ変換器の作動は後で図５の説明に関連して述べる。
デルタ変換器４６、４８は増幅器出力端４４から増幅さ
れたＩＥＧＭ信号を受信する。高周波デルタ変換器４６
は１ｋＨｚと３２ｋＨｚとの間（たとえば１６ｋＨｚ）
の周波数を有する高周波クロック信号を発生するクロッ
ク回路５２に接続されている。高周波デルタ変換器４６
は高周波クロック信号によりクロックされ、それに応答
して、高周波デルタ変換器４６は高い走査レート（たと
えば２０００Ｈｚ）を有する。

【００５４】クロック分周器５４は、たとえば第１のク
ロック信号を１／４に分周することにより低周波クロッ
ク信号を発生する。低周波デルタ変換器４８は低周波ク
ロック信号を使用してクロックされ、従って低い走査レ
ート（たとえば５００Ｈｚ）を有する。こうして、高周
波デルタ変換器４６は低周波デルタ変換器４８がクロッ
クされるクロックレートの約４倍のクロックレートでク
ロックされる。しかしこの比は、正常な洞リズムの間の
高周波デルタ変換器および低周波デルタ変換器の大きさ
の差を最適化するように、プログラムされるまたは設定
されるものであってよい。

【００５５】増幅されたＩＥＧＭ信号および高周波クロ
ック信号に応答して、高周波デルタ変換器４６は２５０
ｂｐｓと８０００ｂｐｓとの間（たとえば８０００ｂｐ
ｓ）の直列ビットストリームの形態で第１のデルタ信号
を発生する。同様に、増幅されたＩＥＧＭ信号および低
周波クロック信号に応答して、低周波デルタ変換器４８
は５０ｂｐｓと２０００ｂｐｓとの間（たとえば２００
０ｂｐｓ）の直列ビットストリームの形態で第２のデル
タ信号を発生する。

【００５６】上記のデルタ変換器の代替例として、制御
装置（マイクロコントローラまたはマイクロプロセッ
サ）に接続されているアナログ‐ディジタル（Ａ／Ｄ）
変換器が使用され得る。有利なことに、この代替例は心
臓整調システムにたとえば制御回路２０（図１）の一部
としていずれにせよ利用されるＡ／Ｄ変換器および制御
装置を利用し得る。Ａ／Ｄ変換器は増幅器３０の出力端
４４に接続されており、またアナログ信号である出力を
ディジタル信号に変換する。ディジタル信号は制御装置
に接続されている。制御装置の制御プログラムがデルタ
変換器の上記の機能を実行し、またそれに応答して第１
および第２のデルタ信号が発生される。

【００５７】第１および第２のデルタ信号はそれぞれ第
１および第２の８ビット‐カウンタ５６、５８に接続さ
れている。第１および第２の８ビット‐カウンタ５６、
５８は高周波クロック信号によりクロックされ、また第
１および第２のデルタ信号を有効に積分する役割をす
る。積分された第１および第２のデルタ信号はそれぞれ
第１および第２の８ビット‐カウンタ５６、５８の第１
および第２の出力端５７、５９において第１および第２
の積分された信号として表される。代替的に、上記の制
御装置は制御プログラムに応答してカウンタの機能を行
い、また第１および第２の積分された信号を発生するこ
ともできる。

【００５８】第１および第２の積分された信号は差信号
を発生する減算器６０に接続されている。差信号は第１
および第２の積分された信号の間の大きさの相対的な差
の指標である８ビットの符号付きの信号である。減算器
６０も高周波クロック信号によりクロックされる。代替
的に、減算器の機能は制御プログラムに応答して上記の
制御装置により行うこともできる。使用される時、制御
装置は差信号１０８（図３）を発生する。

【００５９】減算器６０からの差信号１０８は第１のコ
ンパレータ６２に送られる。第１のコンパレータ６２は
差信号をたとえば制御回路２０（図１）により与えられ
ている高しきい信号６６（＋しきい設定）と比較する。
高しきい信号はメモリ２４に記憶されている種々の制御
パラメータの１つであってよい。差信号１０８が高しき
い信号を越える場合には、高検出信号６３が第１のコン
パレータ６２により発生される。高しきい信号は正の信
号であり、またこうして、差信号１０８が正の符号を有
し、また高しきい信号を越える十分な大きさを有する時
に越えられる。

【００６０】減算器６０からの差信号１０８は第２のコ
ンパレータ６４にも送られる。第２のコンパレータ６４
は差信号をたとえば制御回路２０（図１）により与えら
れている低しきい信号６８（−しきい設定）と比較す
る。低しきい信号はメモリ２４に記憶されている種々の
制御パラメータの１つであってよい。差信号１０８が低
しきい信号を越える場合には、低検出信号６５が第２の
コンパレータ６４により発生される。低しきい信号は負
の信号であり、またこうして、差信号１０８が負の符号
を有し、また低しきい信号を越える十分な大きさを有す
る時に越えられる。

【００６１】差信号１０８は制御装置（たとえば制御回
路２０）にも送られる。その目的は、真の心室細動を検
出する代替的な実施態様と結び付けて説明される。

【００６２】このようにして、第１および第２のコンパ
レータ６２、６４は共に参照入力として高しきい信号
（＋しきい設定）および低しきい信号（−しきい設定）
を有する窓コンパレータである。

【００６３】代替的に、第１および第２のコンパレータ
６２、６４の機能は制御プログラムに応答して上記の制
御装置により行うこともできる。使用される時、制御装
置は高検出信号６３および低検出信号６５を発生する。

【００６４】このようにして、高および低しきい信号６
６、６８（図３、４の２００、２０２）はＶＦ波形の存
在時に高または低検出信号６３、６５を発生しないよう
に十分に小さい正および負の信号の大きさの窓（図４の
２０４）を形成する。もし差信号がそれぞれ正または負
の方向に高または低しきい信号を越えるならば、“真の
Ｒ波”が存在しており、また高または低検出信号６３、
６５が発生される。

【００６５】高および低検出信号６３、６５は２入力
“オア”ゲート７０のそれぞれの入力端に送られる。も
し高および低検出信号のいずれかまたは双方が発生され
るならば、“オア”ゲート７０は、Ｒ波が検出されてい
ることを心臓ペースメーカ２３内の他の回路（たとえば
制御回路２０）に信号する事象検出信号を発生する。上
記の制御装置は制御プログラムに応答して“オア”ゲー
トの機能をも行い得る。この場合、検出信号は制御装置
により発生される。

【００６６】このようにして、本発明は真のＲ波の存在
を正確に検出し、またＶＦ波形をＲ波として検出しな
い。こうして有利なことに、本発明は、ＶＦ波形に応答
しての“誤った”事象検出信号の発生を免れている。

【００６７】図３には、本発明の心臓事象検出器２１で
発生される種々の信号のタイミングダイアグラムが示さ
れている。Ｒ波１００は図３の左側に示されており、ま
たＶＦ波形１０２は図３の右側に示されている。各波形
の下に心臓事象検出器２１に存在する種々の他の信号が
示されている。第１の積分された信号１０４および第２
の積分された信号１０６はＲ波１００に応答して発生さ
れるものとして示されている。時点ｔa から時点ｔb ま
で、積分された信号１０４、１０６の双方が大きさが等
しいものとして示されている。差信号１０８は（上記の
ような減算器６０により）積分された信号に応答して発
生される。時点ｔa から時点ｔb まで、差信号は等しい
積分された信号に応答して実質的に零である。

【００６８】しかし、第２の積分された信号が低周波ク
ロック信号に基づいて発生されるので、Ｒ波１００の急
峻な上昇および下降（すなわち高いスリューレート）に
急速に応答することはできない。こうして、たとえば時
点ｔc から時点ｔd まで、積分された信号は等しくな
く、従って非零の差信号が発生される。典型的に、差信
号１０８は高しきい信号２００もしくは低しきい信号２
０２を越えるピーク１１０を呈する。上記のように、差
信号がしきい信号のいずれかを越える時、検出信号（図
示せず）が発生され、またそれによりＩＥＧＭ中のＲ波
１００の生起を信号する。

【００６９】ＶＦ波形１０２は同様に第１および第２の
積分された信号１１４、１１６を発生させる。しかし、
ＶＦ波形は比較的低いスリューレートを有するので、低
周波デルタ変換器がＶＦ波形に一層よく応答し得る。そ
の結果、第１の積分された信号１１４と第２の積分され
た信号１１６との間の差はＲ波に応答した場合のそれよ
りも小さい。こうして、時点ｔe から時点ｔf まで、非
零の差信号１２１が発生されるが、非零の差信号１２１
は高しきい信号２００もしくは低しきい信号２０２を越
えるのに十分な大きさを有していない。その結果、検出
信号はＩＥＧＭ中に存在するＶＦ波形に応答しては発生
されない。

【００７０】図４には、Ｒ波およびＶＦ波形の双方を含
んでいる典型的なＩＥＧＭと、典型的なＩＥＧＭに応答
して図２の実施例により発生される典型的な差信号との
グラフが示されている。

【００７１】時点ｔo で心臓（図１）からのＩＥＧＭが
リード１２（図１）を通じて上記の装置に接続される。
ＩＥＧＭは上側の水平軸線２０６上に表されており、そ
の際に電圧はグラフ上の垂直変位として、また時間はグ
ラフ上の水平変位として示されている。時点ｔo から時
点ｔｆまでＩＥＧＭは典型的なＲ波２０８を含んでい
る。下側の水平軸線２１０上に、減算器６０（図２）に
より発生される差信号が表されており、その際に電圧は
グラフ上の垂直変位として、また時間はグラフ上の水平
変位として示されている。図から見られるように、差信
号電圧は上側の水平軸線２０６上のＩＥＧＭ中のＲ波ピ
ークの各々と一致する明白な正または負のスパイク２１
２（またはピーク）を呈する。作動中、これらの電圧ピ
ークは差信号をして高もしくは低しきい信号２００、２
０２を越えさせ、このことは上記のように検出信号を発
生させる。

【００７２】時点ｔf で、典型的なＩＥＧＭは典型的な
Ｒ波２０８の含有を終了し、また心室細動（ＶＦ）波形
２１４の含有を開始する。ＶＦ波形２１４に応答して、
差信号２１６は電圧ピークを呈することを終了し、その
代わりに下側の水平軸線２１０を中心とする電圧の窓２
０４におさまる電圧レベルを維持する。このピークレス
信号２１６は検出信号を発生させない。

【００７３】こうして、有利なことに、真のＲ波２０８
は事象検出信号を発生させるが、事象検出信号はＶＦ波
形２１４が存在している時には発生されない。こうし
て、本発明は、ＶＦを免れたＲ波事象検出器として特徴
付けられ得る。

【００７４】代替的な実施例では、本発明は植え込み可
能なカーディオバータ、細動除去装置またはそれらの組
み合わせ装置に使用するための改良された心室細動検出
器として特徴付けられ得る。本発明は、ＶＦ波形の存在
の確実な指標として真のＲ波の不存在時に生起する非零
の差信号を定義する。換言すれば、ＶＦ波形は、図３お
よび図４中に示されているように、高もしくは低しきい
信号を越えない非零の差信号が存在している時に積極的
に指示される。

【００７５】さらに本発明は、真のＲ波の不存在に一致
する静かなベースラインとして“零”差信号を定義す
る。たとえば、心臓収縮不全の間は、Ｒ波は発生され
ず、またベースラインは静かである。徐脈の間または心
臓が無能力である（また運動に応答して適切にその心臓
レートを上昇し得ない）時には、Ｒ波は非常に遅いレー
トで生起する。ＶＦが存在していないので、ペースメー
カはそのタイミングサイクルの間に静かなベースライン
のみを検出する。本発明に従って、デルタ変換器は互い
に追跡し、また差信号はそれが静かなベースラインを走
査する間は零である。零差信号が制御装置により検出さ
れ、またショックではなく整調刺激が必要とされること
を指示する。

【００７６】図５および図６には、第１の積分された信
号を発生するべく高周波デルタ変換器に対する（図２
の）心臓事象検出器２１により通過されるフローチャー
トが示されている。代替的に、上記のように、ステップ
はその代わりに制御プログラムに応答して制御装置によ
り部分的または完全に通過されることもできる。

【００７７】図５中に示されているように、心臓事象検
出器２１は増幅器３０（図２）からＩＥＧＭを受信する
こと（ブロック１００２）により開始する（ブロック１
０００）。システムは高周波デルタ変換器４６もしくは
（制御装置と結び付けて使用される）Ａ‐Ｄ変換器内
で、ＩＥＧＭをディジタルに走査すること（ブロック１
００４）により開始される。走査されたＩＥＧＭは高周
波デルタ変換器４６もしくは制御装置の一部分であるメ
モリに蓄積され（ブロック１００６）、またＩＥＧＭの
第２の走査が行われる（ブロック１００８）。

【００７８】もし現在のＩＥＧＭのサンプルが以前のＩ
ＥＧＭのサンプルよりも少なくとも１ステップだけ大き
いならば（ブロック１０１０）、高周波デルタ変換器ま
たは制御装置により、増大ビットが発生され（ブロック
１０１２）、ＩＥＧＭが増大信号であることを指示す
る。もし現在のＩＥＧＭのサンプルが以前のＩＥＧＭの
サンプルよりも少なくとも１ステップだけ小さいならば
（ブロック１０１０）、減少ビットが発生され（ブロッ
ク１０１４）、ＩＥＧＭが減少信号であることを指示す
る。最後に、もし現在のＩＥＧＭのサンプルが以前のＩ
ＥＧＭから１ステップよりも大きいステップだけ異なっ
ていないならば（ブロック１０１０）、高周波デルタ変
換器または制御装置は中間的状態を検出する（ブロック
１０１６）。

【００７９】中間的状態は、使用される特定のデルタ変
換器または制御装置（制御プログラム）に関係して、増
大ビット、減少ビットもしくは中性ビットを発生するこ
とにより処理される。たとえば、高周波デルタ変換器４
６または制御装置は、現在のＩＥＧＭのサンプルが以前
のＩＥＧＭのサンプルから１ステップよりも大きいステ
ップだけ異なるまで、増大ビットの発生と減少ビットの
発生との間を交互し得る。

【００８０】増大ビットもしくは減少ビットが発生され
る場合には、それは高周波デルタ変換器４６または制御
装置内の第１のアキュムレータに加えられる（ブロック
１０１８）。第１のアキュムレータはアキュムレータに
加えられたビットの指標であるアキュムレータ信号を発
生する。増大ビットはアキュムレータ信号を増大させ、
また減少ビットはアキュムレータ信号を減少させる。そ
の結果、アキュムレータ信号は正の信号（減少ビットよ
りも多くの増大ビットがアキュムレータに加えられた
時）もしくは負の信号（増大ビットよりも多くの減少ビ
ットがアキュムレータに加えられた時）であり得る。ア
キュムレータ信号はたとえば４ビットのディジタル信号
であってよく、その際に４ビットの１つは符号（正また
は負）を指示し、また他の３つのビットはアキュムレー
タ信号の大きさを指示する。

【００８１】次に、第１の反復カウンタ（高周波デルタ
変換器または制御装置の一部分でもある）がインクレメ
ントされ（ブロック１０２０）、またもし８つの反復が
第１の反復カウンタに記録されていないならば（ブロッ
ク１０２２）、高周波デルタ変換器または制御装置は次
のクロックサイクルまで待ち（ブロック１０２４）、ま
た最後のＩＥＧＭサンプルを蓄積するステップ（ブロッ
ク１００６）およびそれに続くステップ（ブロック１０
０８ないし１０２２）に戻る。クロックサイクルが上記
の高周波クロック信号に応答して発生される。

【００８２】図６は図５のフローチャートの続きであ
る。第１の反復カウンタが８つの反復を記録し終わった
後（図５のブロック１０２２）、第１のアキュムレータ
が読まれ（ブロック１０２６）、また第１のデルタ信号
が第１のアキュムレータ内の累積されたビットに応答し
て高周波デルタ変換器または制御装置により発生される
（ブロック１０２８）。第１のデルタ信号はデルタサイ
クルの間に全体として、ＩＥＧＭが増大信号であったか
減少信号であったかを指示する。次に、高周波デルタ変
換器または制御装置が第１の反復カウンタをクリアーし
（ブロック１０３０）、第１のアキュムレータをクリア
ーし（ブロック１０３２）、また次のクロックサイクル
まで待つ（図５のブロック１０２４）。デルタ変換器ま
たは制御装置は次いでＩＥＧＭを蓄積するステップ（図
５のブロック１００６）に戻り、また上記のように進行
し続ける（図５のブロック１００６ないし１０２２）。

【００８３】また第１のデルタ信号の発生（ブロック１
０２８）後に、第１のカウンタ５６が第１のデルタ信号
に応答してインクレメントされる（ブロック１０３
４）。こうして、第１のカウンタ（または制御装置）は
第１のデルタ信号に応答して第１の積分された信号を発
生する（ブロック１０３６）。

【００８４】上記のステップと同時に、並列のプロセス
が低周波デルタ変換器または制御装置により実行され
る。図７および図８中に見られるように、低周波デルタ
変換器または制御装置により通過されるステップは、低
周波デルタ変換器が低周波のクロック信号を利用し、従
ってクロックサイクルの間のより長い周期を待たなけれ
ばならない（ブロック１１２４）ことを例外として、上
記の高周波デルタ変換器により通過されるステップと実
質的に同一である。

【００８５】低周波のクロック信号を使用する代わり
に、低周波デルタ変換器（または制御装置）は高周波の
クロック信号を利用し得るが、高周波デルタ変換器によ
り反復されるステップと類似してステップを反復する
（ブロック１１０６ないし１１２２）以前にいくつかの
（たとえば４つの）クロックサイクルを待つ。

【００８６】第２のデルタ信号の発生（ブロック１１２
８）後に、第２のカウンタ５８が低周波デルタ変換器４
８により発生される第２のデルタ信号に応答してインク
レメントされる（ブロック１１３４）。こうして、第２
のカウンタ（または制御装置）は第２のデルタ信号に応
答して第２の積分された信号を発生する（ブロック１１
３６）。

【００８７】図９は図６および図８のフローチャートの
続きであり、第１の積分された信号と第２の積分された
信号との間の差信号を決定し、またしきい電圧の１つが
越される時に事象検出信号を発生するために心臓事象検
出器２１により通過されるステップを示す。

【００８８】図９中に示されているように、減算器（ま
たは制御装置）が第１の積分された信号を第２の積分さ
れた信号から差し引き（ブロック１０３８）、また差信
号を発生する（ブロック１０４０）。

【００８９】第１のコンパレータが次いで差信号を高し
きい信号と比較する（ブロック１０４２）。差信号が高
しきい信号を越える場合には、高検出信号が発生され、
またそれに応答して“オア”ゲートが事象検出信号を発
生する（ブロック１０４４）。

【００９０】また差信号は第２のコンパレータにより低
しきい信号と比較する（ブロック１０４６）、また差信
号が低しきい信号を越える場合には、低検出信号が第２
のコンパレータまたは制御装置により発生され、またそ
れに応答して“オア”ゲートが事象検出信号を発生する
（ブロック１０４８）。

【００９１】次に、第１および第２のアキュムレータが
再び読まれ（ブロック１０２６および１１２６）、また
アキュムレータの読み取りに続くステップが上記のよう
に反復される（図６、図８および図９）。

【００９２】この仕方で、Ｒ波が存在している時には常
に、事象検出信号が発生され、またＶＦ波形が存在して
いる時には常に、事象検出信号が発生されない。心室細
動は、高速および低速のデルタ変換器／アキュムレータ
が（ある許容差内で）同一の大きさを含んでいることを
認識することにより観察され得る。

【００９３】以上に本発明をその特定の実施例および応
用により説明してきたが、特許請求の範囲に記載されて
いる本発明の範囲内で種々の変形が当業者により行われ
得ることは明らかである。

【図面の簡単な説明】

【図１】心臓事象検出器として本発明を利用する心臓ペ
ースメーカのブロック図。

【図２】図１に示されている心臓ペースメーカに使用可
能な本発明に従って構成された心臓事象検出器のブロッ
ク図。

【図３】図２の心臓事象検出器により発生される種々の
信号を示すタイミングダイアグラム。

【図４】Ｒ波およびＶＦ波形の双方を含んでいる典型的
な信号内電位記録図（ＩＥＧＭ）を示し、また典型的な
ＩＥＧＭに応答して図２の事象検出器により発生される
差信号を示すグラフ。

【図５】第１の積分された信号を発生するべく高周波デ
ルタ変換器に対する心臓事象検出器により通過されるス
テップを示すフローチャート。

【図６】図５の続きを示すフローチャート。

【図７】第２の積分された信号を発生するべく低周波デ
ルタ変換器に対する心臓事象検出器により通過されるス
テップを示すフローチャート。

【図８】図７の続きを示すフローチャート。

【図９】第１の積分された信号と第２の積分された信号
との間の差信号を決定し、また、窓コンパレータに基づ
いて、しきい電圧の１つが越えられる時に事象検出信号
を発生するため、心臓事象検出器により通過されるステ
ップを示すフローチャート。

【符号の説明】

１０心臓１２リード２１心臓事象検出器２３治療回路２５植え込み可能な装置２９密封ハウジング７０オアゲート

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】心臓内信号の心室細動（ＶＦ）波形から
Ｒ波を識別するための植え込み可能な医学装置におい
て、入力として心臓内信号を受信するため、また出力と
して第１のデルタ信号を発生するためのデルタ変換器で
あって、Ｒ波およびＶＦ波形の双方に応答する高周波デ
ルタ変換器と、入力として心臓内信号を受信するため、
また出力として第２のデルタ信号を発生するためのデル
タ変換器であって、ＶＦ波形にのみ応答する低周波デル
タ変換器と、前記第１および第２のデルタ信号に基づい
て差信号を決定するための手段と、前記差信号を少なく
とも予め定められたしきい信号と比較するため、また前
記差信号が予め定められたしきい信号を越える時に事象
検出信号を発生するための、前記決定手段に接続されて
いるコンパレータ手段とを含んでおり、それによってＶ
Ｆ波形が心臓内信号に存在する時には事象検出信号が発
生されないようにすることを特徴とする真のＲ波と心室
細動との識別手段を有する植え込み可能な医学装置。
【請求項２】前記差決定手段が、第１のデルタ信号を
積分するためまたその第１の積分された信号を発生する
ための手段と、第２のデルタ信号を積分するため、また
その第２の積分された信号を発生するための手段と、前
記第１および第２の積分された信号に基づいて前記差信
号を発生するための手段とを含んでいることを特徴とす
る請求項１記載の植え込み可能な医学装置。
【請求項３】前記差決定手段が、第１のデルタ信号を
積分するように前記高周波デルタ変換器に接続されてい
る第１のカウンタと、第２のデルタ信号を積分するよう
に前記低周波デルタ変換器に接続されている第２のカウ
ンタと、前記第１および第２のカウンタに接続されてお
り前記第１および第２の積分された信号に基づいて差信
号を発生する減算器とを含んでいることを特徴とする請
求項１記載の植え込み可能な医学装置。
【請求項４】前記の少なくとも予め定められたしきい
信号が高しきい信号および低しきい信号を含んでおり、
また前記コンパレータ手段が、前記差信号が前記高しき
い信号を越える時点を検出するためまたその高検出信号
を発生するための第１の検出手段と、前記差信号が前記
低しきい信号を越える時点を検出するためまたその低検
出信号を発生するための第２の検出手段と、前記第１お
よび第２の検出手段に応答して高検出信号または低検出
信号の１つが発生される時に事象検出信号を発生するた
めの手段とを含んでいることを特徴とする請求項１記載
の植え込み可能な医学装置。
【請求項５】それぞれ前記の高周波および低周波デル
タ変換器に対する高周波および低周波クロック信号を発
生するためのタイミング手段を含んでおり、高周波クロ
ック信号が低周波クロック信号の少なくとも２倍の周波
数であることを特徴とする請求項１記載の植え込み可能
な医学装置。
【請求項６】植え込み可能な医学装置における心臓内
信号の心室細動（ＶＦ）波形からＲ波を識別するための
方法において、Ｒ波およびＶＦ波形の双方に応答するよ
うに第１のデルタ変換器を同調させる過程と、ＶＦ波形
のみに応答するように第２のデルタ変換器を同調させる
過程と、前記第１および第２のデルタ変換器の双方への
入力として心臓内信号を受信しまた出力としてそれぞれ
第１および第２のデルタ信号を発生する過程と、前記第
１および第２のデルタ信号に基づいて差信号を決定する
過程と、前記差信号が少なくとも予め定められたしきい
信号を越える時には常に事象検出信号を発生する過程と
を含んでおり、それによってＶＦ波形が心臓内信号に存
在する時には事象検出信号が発生されないようにするこ
とを特徴とする植え込み可能な医学装置における心臓内
信号の心室細動波形からＲ波を識別するための方法。
【請求項７】差信号を検出する前記過程が、その第１
の積分された信号を発生するべく前記第１のデルタ信号
を積分する過程と、その第２の積分された信号を発生す
るべく前記第２のデルタ信号を積分する過程と、前記第
１および第２の積分された信号に基づいて前記差信号を
発生する過程とを含んでいることを特徴とする請求項６
記載の方法。
【請求項８】差信号を決定する前記過程が、前記第１
のデルタ信号および高周波クロック信号に応答して第１
の積分された信号を発生するように前記第１のデルタ信
号をカウントする過程と、前記第２のデルタ信号および
高周波クロック信号に応答して第２の積分された信号を
発生するように前記第２のデルタ信号をカウントする過
程と、前記第１および第２の積分された信号の間の前記
差信号を決定する過程とを含んでいることを特徴とする
請求項６記載の方法。
【請求項９】前記の少なくとも予め定められたしきい
信号が高しきい信号および低しきい信号を含んでおり、
また事象検出信号を発生する前記過程が、前記差信号が
前記高しきい信号を越える時には常に高検出信号を発生
する過程と、前記差信号が前記低しきい信号を越える時
には常に低検出信号を発生する過程と、前記高検出信号
または前記低検出信号の１つが発生される時には常に前
記事象検出信号を発生する過程とを含んでいることを特
徴とする請求項６記載の方法。
【請求項１０】高周波および低周波のクロック信号を
発生する過程を含んでおり、高周波クロック信号が低周
波クロック信号の少なくとも２倍の周波数であることを
特徴とする請求項６記載の方法。
【請求項１１】植え込み可能な医学装置における心臓
内信号の心室細動（ＶＦ）波形からＲ波を識別するため
の方法において、（ａ）心臓内信号を受信する過程と、
（ｂ）第１の走査レートでＲ波およびＶＦ波形の双方に
応答する第１のデルタ変換器を使用して心臓内信号を走
査する過程と、（ｃ）第２の走査レートでＶＦ波形に応
答する第２のデルタ変換器を使用して心臓内信号を走査
する過程と、（ｄ）第１のデルタ変換器により走査され
た心臓内信号が増大信号か減少信号かを決定する過程
と、（ｅ）第２のデルタ変換器により走査された心臓内
信号が増大信号か減少信号かを決定する過程と、（ｆ）
過程（ｄ）でなされた決定と過程（ｅ）でなされた決定
との間の差を評価する過程と、（ｇ）過程（ｆ）でなさ
れた評価に応答して、もし前記差が少なくとも予め定め
られた大きさの差であるならば、事象検出信号を発生す
る過程とを含んでいることを特徴とする植え込み可能な
医学装置における心臓内信号の心室細動波形からＲ波を
識別するための方法。
【請求項１２】第１の走査レートが第２の走査レート
よりも速いこと、また過程（ｄ）での決定が、（ｄ１）
心臓内信号が増大信号である場合には第１のデルタ変換
器で増大ビットを発生し、また心臓内信号が減少信号で
ある場合には第１のデルタ変換器で減少ビットを発生す
る過程と、（ｄ２）第１のデルタ変換器で発生される増
大ビットおよび減少ビットを第１のデルタ変換器で累積
する過程と、（ｄ３）過程（ｄ１）および（ｄ２）を予
め定められた回数だけ反復する過程と、（ｄ４）累積さ
れた増大ビットおよび累積された減少ビットの指標であ
る第１のデルタ信号を第１のデルタ変換器で発生する過
程と、（ｄ５）第１の予め定められた作動周期の間に過
程（ｄ３）および（ｄ４）を反復する過程とを含んでい
ることを特徴とする請求項１１記載の方法。
【請求項１３】過程（ｅ）での決定が、（ｅ１）心臓
内信号が増大信号である場合には第２のデルタ変換器で
増大ビットを発生し、また心臓内信号が減少信号である
場合には第２のデルタ変換器で減少ビットを発生する過
程と、（ｅ２）第２のデルタ変換器で発生される増大ビ
ットおよび減少ビットを第２のデルタ変換器で累積する
過程と、（ｅ３）過程（ｅ１）および（ｅ２）を予め定
められた回数だけ反復する過程と、（ｅ４）累積された
増大ビットおよび累積された減少ビットの指標である第
２のデルタ信号を第２のデルタ変換器で発生する過程
と、（ｅ５）予め定められた作動周期の間に過程（ｅ
３）および（ｅ４）を反復する過程とを含んでいること
を特徴とする請求項１２記載の方法。
【請求項１４】反復過程（ｄ３）が過程（ｄ１）およ
び（ｄ２）の各繰り返しの前に第１の予め定められたク
ロックサイクルを待つ過程を含んでおり、また反復過程
（ｅ３）が過程（ｅ１）および（ｅ２）の各繰り返しの
前に第２の予め定められたクロックサイクルを待つ過程
を含んでいることを特徴とする請求項１３記載の方法。
【請求項１５】評価過程（ｆ）が、（ｆ１）第１の積
分された信号を発生するように第１のデルタ信号に応答
して第１のカウンタをインクレメントする過程と、（ｆ
２）第２の積分された信号を発生するように第２のデル
タ信号に応答して第２のカウンタをインクレメントする
過程と、（ｆ３）第１の積分された信号と第２の積分さ
れた信号との間の差に基づいて差信号を決定する過程と
を含んでいることを特徴とする請求項１３記載の方法。
【請求項１６】前記の少なくとも予め定められた大き
さが高しきい信号および低しきい信号を含んでおり、ま
た事象検出信号発生過程（ｇ）が、（ｇ１）前記差信号
が高しきい信号を越える場合に高検出信号を発生する過
程と、（ｇ２）前記差信号が低しきい信号を越える場合
に低検出信号を発生する過程と、（ｇ３）高検出信号ま
たは低検出信号の１つに応答して事象検出信号を発生す
る過程とを含んでいることを特徴とする請求項１５記載
の方法。
【請求項１７】第１の走査レートが第１の走査レート
の少なくとも２倍の速さであることを特徴とする請求項
１１記載の方法。
【請求項１８】増大ビット発生過程（ｄ１）が、クロ
ックサイクルの間に少なくとも第１の予め定められたス
テップだけ増大するものとして第１のデルタ変換器で増
大信号を定義する過程と、クロックサイクルの間に少な
くとも第１の予め定められたステップだけ減少するもの
として第１のデルタ変換器で減少信号を定義する過程と
を含んでいることを特徴とする請求項１３記載の方法。
【請求項１９】増大ビット発生過程（ｅ１）が、クロ
ックサイクルの間に前記第１の予め定められたステップ
よりも小さい少なくとも第２の予め定められたステップ
だけ増大するものとして第２のデルタ変換器で増大信号
を定義する過程と、クロックサイクルの間に少なくとも
第２の予め定められたステップだけ減少するものとして
第２のデルタ変換器で減少信号を定義する過程とを含ん
でいることを特徴とする請求項１３記載の方法。
【請求項２０】前記過程（ｂ）での走査が、第１のＡ
‐Ｄ変換器を使用して心臓内信号を走査する過程を含ん
でいることを特徴とする請求項１１記載の方法。
【請求項２１】前記過程（ｃ）での走査が、第２のＡ
‐Ｄ変換器を使用して心臓内信号を走査する過程を含ん
でいることを特徴とする請求項２０記載の方法。
【請求項２２】決定過程（ｄ）が、（ｄ１）心臓内信
号が増大信号である時には制御装置で増大ビットを発生
し、また心臓内信号が減少信号である時には制御装置で
減少ビットを発生する過程と、（ｄ２）制御装置で第１
のアキュムレータに増大ビットおよび減少ビットを累積
する過程と、（ｄ３）過程（ｄ１）および（ｄ２）を予
め定められた回数だけ反復する過程と、（ｄ４）第１の
アキュムレータで累積された増大ビットおよび累積され
た減少ビットの指標である第１のデルタ信号を発生する
過程と、（ｄ５）予め定められた作動周期の間に過程
（ｄ３）および（ｄ４）を反復する過程とを含んでいる
ことを特徴とする請求項２１記載の方法。
【請求項２３】決定過程（ｅ）が、（ｅ１）心臓内信
号が増大信号である時には制御装置で増大ビットを発生
し、また心臓内信号が減少信号である時には制御装置で
減少ビットを発生する過程と、（ｅ２）制御装置で第２
のアキュムレータに増大ビットおよび減少ビットを累積
する過程と、（ｅ３）過程（ｅ１）および（ｅ２）を予
め定められた回数だけ反復する過程と、（ｅ４）第２の
アキュムレータで累積された増大ビットおよび累積され
た減少ビットの指標である第１のデルタ信号を発生する
過程と、（ｅ５）予め定められた作動周期の間に過程
（ｅ３）および（ｅ４）を反復する過程とを含んでいる
ことを特徴とする請求項２２記載の方法。
【請求項２４】反復過程（ｄ３）が過程（ｄ１）およ
び（ｄ２）の各繰り返しの前に第１の予め定められたク
ロックサイクルを待つ過程を含んでおり、また反復過程
（ｅ３）が過程（ｅ１）および（ｅ２）の各繰り返しの
前に第２の予め定められたクロックサイクルを待つ過程
を含んでいることを特徴とする請求項２３記載の方法。
【請求項２５】評価過程（ｆ）が、（ｆ１）第１の積
分された信号を発生するように第１のデルタ信号に応答
して第１のカウンタをインクレメントする過程と、（ｆ
２）第２の積分された信号を発生するように第２のデル
タ信号に応答して第２のカウンタをインクレメントする
過程と、（ｆ３）第１の積分された信号と第２の積分さ
れた信号との間の差に基づいて差信号を決定する過程と
を含んでいることを特徴とする請求項２４記載の方法。
【請求項２６】前記の少なくとも予め定められた大き
さが高しきい信号および低しきい信号を含んでおり、ま
た事象検出信号発生過程（ｇ）が（ｇ１）前記差信号が
高しきい信号を越える場合に高検出信号を発生する過程
と、（ｇ２）前記差信号が低しきい信号を越える場合に
低検出信号を発生する過程と、（ｇ３）高検出信号また
は低検出信号の１つに応答して事象検出信号を発生する
過程とを含んでいることを特徴とする請求項２５記載の
方法。
【請求項２７】反復過程（ｄ３）が過程（ｄ１）およ
び（ｄ２）の各繰り返しの前に第１の予め定められたク
ロックサイクルを待つ過程を含んでおり、また反復過程
（ｅ３）が過程（ｅ１）および（ｅ２）の各繰り返しの
前に第２の予め定められたクロックサイクルを待つ過程
を含んでいることを特徴とする請求項２３記載の方法。
【請求項２８】心臓内信号のＲ波を検出するための方
法であって、心臓内信号に存在する心室細動波形に応答
してＲ波の検出を免れる方法において、（ａ）高周波信
号が正確に走査されるように心臓内信号を第１のデルタ
信号に変換する過程と、（ｂ）低周波信号が正確に走査
されるように心臓内信号を第２のデルタ信号に変換する
過程と、（ｃ）第１のカウントを発生するように第１の
デルタ信号に応答して第１のカウンタ手段をインクレメ
ントする過程と、（ｄ）第２のカウントを発生するよう
に第２のデルタ信号に応答して第２のカウンタ手段をイ
ンクレメントする過程と、（ｅ）第１および第２のカウ
ントに基づいて差信号を決定する過程と、（ｆ）前記差
信号が予め定められた高しきい信号を越える時に高検出
信号を発生する第１の比較手段を使用して差信号を予め
定められた高しきい信号と比較する過程と、（ｇ）予め
定められた低しきい信号を越える前記差信号に応答して
低検出信号を発生する第１の比較手段を使用して差信号
を予め定められた高しきい信号と比較する過程と、
（ｈ）前記差信号が前記の高または低しきい信号の１つ
を越える時には常に真のＲ波の指標である事象検出信号
を発生する過程とを含んでおり、事象検出信号の不存在
が、前記の高周波および低周波デルタ変換器が近似的に
同一の大きさの第１および第２のデルタ信号を発生する
ので、心室細動が存在していることを指示することを特
徴とする心臓内信号のＲ波を検出するための方法。
【請求項２９】変換過程（ａ）が高周波クロック信号
によりクロックされる高周波デルタ変換器を使用して心
臓内信号を第１のデルタ信号に変換する過程を含んでお
り、変換過程（ｂ）が低周波クロック信号によりクロッ
クされる低周波デルタ変換器を使用して心臓内信号を第
２のデルタ信号に変換する過程を含んでいることを特徴
とする請求項２８記載の方法。
【請求項３０】真のＲ波を検出するためまた心室細動
波形が存在している時に誤ったＲ波を検出しないための
植え込み可能な医学装置において、入力信号として心臓
内信号を受信するための手段を有し高周波クロック信号
に接続されるとともに心臓内信号および高周波クロック
信号に応答して第１のデルタ信号を発生する高周波デル
タ変換器と、心臓内信号を受信するべく構成されまた低
周波クロック信号に接続されるとともに心臓内信号およ
び低周波クロック信号に応答して第２のデルタ信号を発
生する低周波デルタ変換器と、第１のデルタ信号を積分
するための手段と、第２のデルタ信号を積分するための
手段と、第１および第２の積分された信号の間の差の指
標である差信号を発生するための手段と、高しきい信
号および低しきい信号を発生するための手段と、前記差
信号を前記高しきい信号と比較し前記差信号が前記高し
きい信号を越える場合には高検出信号を発生するための
手段と、前記差信号を前記低しきい信号と比較し前記差
信号が前記低しきい信号を越える場合には低検出信号を
発生するための手段と、前記高検出信号または前記低検
出信号が発生される時に事象検出信号を発生するための
事象検出手段とを含んでおり、事象検出信号の不存在が
前記の高周波および低周波デルタ変換器が近似的に同一
の大きさの第１および第２のデルタ信号を発生するので
心室細動が存在していることを指示し、それによって真
のＲ波が存在している時に前記事象検出信号が発生され
るようにすることを特徴とする真のＲ波を検出するため
また心室細動波形が存在している時に誤ったＲ波を検出
しないための植え込み可能な医学装置。
【請求項３１】前記高周波クロック信号の周波数が前
記低周波クロック信号の少なくとも２倍であることを特
徴とする請求項３０記載の植え込み可能な医学装置。
【請求項３２】ＩＥＧＭにおける真のＲ波を検出する
ためまたＶＦ波形に応答して誤ったＲ波を検出しないた
めの植え込み可能な医学装置において、心臓内信号を受
信するための手段と、第１の走査レートで心臓内信号を
走査しまたこのような走査に応答して第１の走査される
信号を発生するための手段と、第２の走査レートで心臓
内信号を走査しまたこのような走査に応答して第２の走
査される信号を発生するための手段と、第１の走査され
る信号が増大信号であるか減少信号であるかを検出しま
たこのような検出に応答して第１の検出信号を発生する
ための手段と、第２の走査される信号が増大信号である
か減少信号であるかを検出しまたこのような検出に応答
して第２の検出信号を発生するための手段と、第１の検
出信号と第２の検出信号との間の差を評価しまたこのよ
うな評価に応答して評価信号を発生するための手段と、
もし前記差が少なくとも予め定められた大きさの差であ
れば前記評価信号に応答して検出信号を発生するための
手段とを含んでいることを特徴とする植え込み可能な医
学装置。
【請求項３３】心臓信号を受信しまた刺激パルスを患
者の心臓に伝達するためのリード供給手段と、真のＲ内
因性のを検出するための検出手段であって、Ｒ波および
ＶＦ波形の双方に応答して第１の変換された信号を発生
するための第１の変換手段と、ＶＦ波形のみに応答して
第２の変換された信号を発生するための第２の変換手段
と、前記の第１および第２の変換された信号に基づいて
差信号を決定するための手段と、前記決定手段に接続さ
れ、前記差信号が予め定められたしきい信号を越える時
に真のＲ波を検出するための事象検出手段とを含んでい
る検出手段と、ＶＦ波形に相当する前記の予め定められ
たしきい信号を越えない非零の差信号を検出するための
手段と、ＶＦ波形が検出される時に心臓へのショックパ
ルスを発生するためのショック発生手段とを含んでお
り、それによってＶＦ波形が心臓内信号のなかに存在し
ている時には事象検出信号が発生されないようにするこ
とを特徴とする植え込み可能な医学装置。
【請求項３４】第１の変換手段が第１のデルタ変換器
に相当し、また第２の変換手段が第２のデルタ変換器に
相当することを特徴とする請求項３３記載の植え込み可
能な医学装置。
【請求項３５】第１の変換手段が第１のＡ‐Ｄ変換器
に相当し、また第２の変換手段が第２のＡ‐Ｄ変換器に
相当することを特徴とする請求項３３記載の植え込み可
能な医学装置。
【請求項３６】心臓信号を受信しまた刺激パルスを患
者の心臓に伝達するためのリード供給手段と、真のＲ内
因性のを検出するための検出手段であって、Ｒ波および
ＶＦ波形の双方に応答して第１の変換された信号を発生
するための第１の変換手段と、ＶＦ波形のみに応答して
第２の変換された信号を発生するための第２の変換手段
と、前記の第１および第２の変換された信号に基づいて
差信号を決定するための手段と、前記決定手段に接続さ
れるとともに前記差信号が予め定められたしきい信号を
越える時に真のＲ波を検出するため非零の差信号が予め
定められたしきい信号を越えない時にＶＦ波形を検出す
るためまた零の差信号が検出される時に心臓収縮不全に
相当する真のＲ波の不存在を検出するための検出手段と
を含んでいる検出手段と、真のＲ波の不存在時に刺激パ
ルスを発生するためのパルス発生手段と、真のＲ波が検
出される時にパルス発生手段を禁止するための禁止手段
と、ＶＦ波形が検出される時に心臓へのショックパルス
を発生するためのショック発生手段とを含んでおり、そ
れによってＶＦ波形が心臓内信号に存在している時には
事象検出信号が発生されないようにすることを特徴とす
る植え込み可能な医学装置。
【請求項３７】第１の変換手段が第１のデルタ変換器
に相当し、また第２の変換手段が第２のデルタ変換器に
相当することを特徴とする請求項３６記載の植え込み可
能な医学装置。
【請求項３８】第１の変換手段が第１のＡ‐Ｄ変換器
に相当し、また第２の変換手段が第２のＡ‐Ｄ変換器に
相当することを特徴とする請求項３６記載の植え込み可
能な医学装置。