JPS6335229A - 心拍数の加速及び減速を検出することにより心臓の異常活動を感知するシステム - Google Patents
心拍数の加速及び減速を検出することにより心臓の異常活動を感知するシステムInfo
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- JPS6335229A JPS6335229A JP62115730A JP11573087A JPS6335229A JP S6335229 A JPS6335229 A JP S6335229A JP 62115730 A JP62115730 A JP 62115730A JP 11573087 A JP11573087 A JP 11573087A JP S6335229 A JPS6335229 A JP S6335229A
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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
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- 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
- A61N1/37—Monitoring; Protecting
- A61N1/3702—Physiological parameters
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
- A61B5/024—Measuring pulse rate or heart rate
- A61B5/0245—Measuring pulse rate or heart rate by using sensing means generating electric signals, i.e. ECG signals
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
産業上の利用分野
本発明は、心拍数の加速／減速検出システムに関する。
このシステムは、生命を脅かすような不整脈の検出に応
答して高エネルギの電気パルスを直接心臓に供給する植
え込み式の自動除細動器（即ち、カルジオバータ）の一
部分として特に利用されるものである。
答して高エネルギの電気パルスを直接心臓に供給する植
え込み式の自動除細動器（即ち、カルジオバータ）の一
部分として特に利用されるものである。
従来の技術
近年、心臓の種々の不調や不整脈を効果的に除細動する
ための技術の開発が益々盛んになってきている。これま
での努力によって植え込み式の電子スタンバイ除細動器
が開発されており、この除細動器は、心臓の異常な律動
の検出に応答して、心臓に接続された電極を経て充分な
エネルギを放出し、心臓を消極すると共に、正常な律動
に復帰させる。
ための技術の開発が益々盛んになってきている。これま
での努力によって植え込み式の電子スタンバイ除細動器
が開発されており、この除細動器は、心臓の異常な律動
の検出に応答して、心臓に接続された電極を経て充分な
エネルギを放出し、心臓を消極すると共に、正常な律動
に復帰させる。
又、除細動即ちカルジオバージョンが必要であるかどう
かを判断するために心臓の活動を確実に監視する技術の
開発にも研究努力が払われている。このような技術は、
心拍数を監視したり、確率密度関数（ｐ ｎ Ｆ）に基
づいて細動の存在を判断したりすることを含む。Ｐ Ｉ
Ｉ） Ｆ技術を用いたシステムは、心臓波形がゼロ電位
軸から費やす時間を統計学的に評価する。この波形が確
率密度関数で測定して危険なほど不規則になった時には
、除細勅即ちカルジオバージョンを必要とする異常な心
臓機能が示唆される。このＰＤＦ技術は、ランジャ（Ｌ
ａｎｇｅｒ）氏等の米国特許第４．］−８４，４９３号
及び第４，２０２．３’ｌＯ号に開示されている。
かを判断するために心臓の活動を確実に監視する技術の
開発にも研究努力が払われている。このような技術は、
心拍数を監視したり、確率密度関数（ｐ ｎ Ｆ）に基
づいて細動の存在を判断したりすることを含む。Ｐ Ｉ
Ｉ） Ｆ技術を用いたシステムは、心臓波形がゼロ電位
軸から費やす時間を統計学的に評価する。この波形が確
率密度関数で測定して危険なほど不規則になった時には
、除細勅即ちカルジオバージョンを必要とする異常な心
臓機能が示唆される。このＰＤＦ技術は、ランジャ（Ｌ
ａｎｇｅｒ）氏等の米国特許第４．］−８４，４９３号
及び第４，２０２．３’ｌＯ号に開示されている。
心臓の活動を監視する別のシステムは、心臓の異常律動
の存在を判断するＰＩＴ）Ｆ技術を利用していると共に
、このＰ ｒｌ Ｆ技術にあいまって心室細動及び高心
拍数の頻脈（所定の最小限界より高い心拍数によって指
示される）を指示するための心拍数感知回路も利用して
いる。高心拍数の頻脈が検出されると、即ち、心拍数感
知回路の出力が所定の限界を越えると、不整脈の状態で
あるとされ、除細動パルス即ちカルジオバージョンパル
スが発せられる。典型的な心拍数検出回路がイムラン（
Ｉｍｒａｎ）氏等の米国特許第４，３９３，８７７号に
開示されている。自動利得制御（Ａ Ｇ Ｃ＞ フィ
ードバンク回路を用いた別の心拍数検出回路が、１９８
３年３月２３日に出願されたイムラン氏等の米国特許出
願第４７８，０３８号（１９８２年４月２１日に出願さ
れた米国特許出願第３７０゜１９１号の継続出願）に開
示されている。
の存在を判断するＰＩＴ）Ｆ技術を利用していると共に
、このＰ ｒｌ Ｆ技術にあいまって心室細動及び高心
拍数の頻脈（所定の最小限界より高い心拍数によって指
示される）を指示するための心拍数感知回路も利用して
いる。高心拍数の頻脈が検出されると、即ち、心拍数感
知回路の出力が所定の限界を越えると、不整脈の状態で
あるとされ、除細動パルス即ちカルジオバージョンパル
スが発せられる。典型的な心拍数検出回路がイムラン（
Ｉｍｒａｎ）氏等の米国特許第４，３９３，８７７号に
開示されている。自動利得制御（Ａ Ｇ Ｃ＞ フィ
ードバンク回路を用いた別の心拍数検出回路が、１９８
３年３月２３日に出願されたイムラン氏等の米国特許出
願第４７８，０３８号（１９８２年４月２１日に出願さ
れた米国特許出願第３７０゜１９１号の継続出願）に開
示されている。
米国特許第４，３９３，８７７号に開示されたように、
Ｐｒ）Ｆ回路及び心拍数平均化回路の両方の出力に応答
するか又は心拍数平均化回路のみに応答して除細動パル
スが発生される。即ち、成る状態においては、所定の限
界を越える平均心拍数に応答して不整脈のみを処理する
ことが所望される。
Ｐｒ）Ｆ回路及び心拍数平均化回路の両方の出力に応答
するか又は心拍数平均化回路のみに応答して除細動パル
スが発生される。即ち、成る状態においては、所定の限
界を越える平均心拍数に応答して不整脈のみを処理する
ことが所望される。
然し乍ら、成る患者の場合には、所定の限界値より高い
平均心拍数が存在するだけでは、除細動パルス即ちカル
ジオバージョンパルスが供給されない。例えば、成る患
者は、除細動器の植え込みを必要とするにも拘らず、通
常不整脈を指示する限界レベルを越えるような心拍数を
生じさせる比較的激しい運動を行なうことができる。こ
のような患者の場合には、植え込まれた装置がこのよう
な高い心拍数に応答して不必要で■つ不所望な高エネル
ギパルスを発生しないように保護することが重要である
。
平均心拍数が存在するだけでは、除細動パルス即ちカル
ジオバージョンパルスが供給されない。例えば、成る患
者は、除細動器の植え込みを必要とするにも拘らず、通
常不整脈を指示する限界レベルを越えるような心拍数を
生じさせる比較的激しい運動を行なうことができる。こ
のような患者の場合には、植え込まれた装置がこのよう
な高い心拍数に応答して不必要で■つ不所望な高エネル
ギパルスを発生しないように保護することが重要である
。
発明が解決しようとする問題点
従って、矯正的な除細動ショック即ちカルジオバージョ
ンショックを必要とする高心拍数の頻脈と、激しい運動
等によって生じる処置を必要としない高心拍数の正常の
洞律動とを区別できる植え込み式の除細動器即ちカルジ
オバータが要望されていることが明らかである。
ンショックを必要とする高心拍数の頻脈と、激しい運動
等によって生じる処置を必要としない高心拍数の正常の
洞律動とを区別できる植え込み式の除細動器即ちカルジ
オバータが要望されていることが明らかである。
問題点を解決するための手段
本発明では、激しい運動等によって生じる高心拍数の検
出された状態は典型的に徐々にこれに到達するが、矯正
処置を必要とする頻脈における心拍数は比較的急速に上
昇することが認識される。
出された状態は典型的に徐々にこれに到達するが、矯正
処置を必要とする頻脈における心拍数は比較的急速に上
昇することが認識される。
即ち、心拍数がゆっくりと加速する場合には、このよう
な状態が通常の運動によって生じたものと考えられ、除
細動ショック即ちカルジオバージョンショックは必要と
されない。
な状態が通常の運動によって生じたものと考えられ、除
細動ショック即ちカルジオバージョンショックは必要と
されない。
従って、本発明の目的は、心拍数が比較的急速に加速し
たかどうかを判断するために心拍数の加速の大きさを検
出し、ひいては、処置可能な不整脈状態を指示するシス
テムを提供することである。このような急激な加速が指
示されると共に、心拍数平均化回路から高い心拍数が指
示されると、生命を脅かす不整脈状態があるとされ、除
細動ショックが与えられる。
たかどうかを判断するために心拍数の加速の大きさを検
出し、ひいては、処置可能な不整脈状態を指示するシス
テムを提供することである。このような急激な加速が指
示されると共に、心拍数平均化回路から高い心拍数が指
示されると、生命を脅かす不整脈状態があるとされ、除
細動ショックが与えられる。
更に、本発明では、早期心室収縮（ＰＶＣ）の存在中即
ち矯正ショック処置を通常必要としない状態の存在中に
も比較的高い加速心拍数（鼓動−鼓動をベースとする）
が生じることが紹識される。このＰ Ｖ Ｃの存在は、
典型的に、鼓動から鼓動までの心拍数が急激に加速した
直後に鼓動から鼓動までの心拍数が急激に減速すること
を特徴とする。即ち、早期の鼓動がその前の鼓動に接近
して続き（急速な加速）、その後の鼓動は、その正常な
鼓動位置をとる。この加速及びその後の減速が所定の値
を越えた場合には、Ｐ Ｖ Ｃ状態であるとされ、不整
脈検出論理は受動的なま−とされる。
ち矯正ショック処置を通常必要としない状態の存在中に
も比較的高い加速心拍数（鼓動−鼓動をベースとする）
が生じることが紹識される。このＰ Ｖ Ｃの存在は、
典型的に、鼓動から鼓動までの心拍数が急激に加速した
直後に鼓動から鼓動までの心拍数が急激に減速すること
を特徴とする。即ち、早期の鼓動がその前の鼓動に接近
して続き（急速な加速）、その後の鼓動は、その正常な
鼓動位置をとる。この加速及びその後の減速が所定の値
を越えた場合には、Ｐ Ｖ Ｃ状態であるとされ、不整
脈検出論理は受動的なま−とされる。
本発明の更に別の目的は、過剰な加速状態が検出される
直前の過剰な減速状態の存在を検出し、このような状態
が生じた際に除細動パルス即ちカルジオバージョンパル
スを阻止することである。
直前の過剰な減速状態の存在を検出し、このような状態
が生じた際に除細動パルス即ちカルジオバージョンパル
スを阻止することである。
このような状態は、典型的に、心拍数検出器から自動利
得制御（ＡＧＣ）が脱落することによって生じる。即ち
、本発明の心拍数検出器は、１９８３年３ ＪＪ ２３
日に出願された米国特許出願第４７８．０３８号に開示
されたように、ＡＧＣフィードバック路を備えているの
が好ましい。このＡＧＣ回路により、心拍数の「減速」
を後で生じるような鼓動即ちＲ波を検出することができ
る。ＡＧＣが制御を再開すると、正常な心拍数があたか
も加速状態のようにみえる。従って、減速の直後の加速
事象が回路によって無視され、従って、パルス発生器の
不所望な作動が阻止される。
得制御（ＡＧＣ）が脱落することによって生じる。即ち
、本発明の心拍数検出器は、１９８３年３ ＪＪ ２３
日に出願された米国特許出願第４７８．０３８号に開示
されたように、ＡＧＣフィードバック路を備えているの
が好ましい。このＡＧＣ回路により、心拍数の「減速」
を後で生じるような鼓動即ちＲ波を検出することができ
る。ＡＧＣが制御を再開すると、正常な心拍数があたか
も加速状態のようにみえる。従って、減速の直後の加速
事象が回路によって無視され、従って、パルス発生器の
不所望な作動が阻止される。
本発明のこれら及び他の目的は、以下の詳細な説明及び
添付Ｖ面から明確に理解されよう。
添付Ｖ面から明確に理解されよう。
実施例
以下、添付図面を参照し、本発明の好ましい実施例を詳
細に説明する。
細に説明する。
本発明の不整脈検出システム１が第１図に概略的に示さ
れている。この不整脈検出システム１は、患者の心臓７
に接続された電極３及び５に接続するようにされる。こ
れらの＠極は、心室の収縮をＥＣＧ感知するために右心
室に配置されるバイポーラ感知電極３と、高電圧の除細
動／カルジオバージョンパルスを供給するために上大静
脈（ＳＶＣ）に配置される心臓内感知／高電圧供給電極
５である。心１Ｉｌａ７の心筋層にはパッチ電極６が接
続されるが、更に別の電極面を電極３及び５の付近に配
置することもできる。バイポーラ電極３は、心拍数検出
回路９にＥ ＣＧ入力信号を供給する。ＳｖＣ電極５は
、パッチ電極６と共に作用して、ＰｎＦ回路１１へ入力
を供給する。
れている。この不整脈検出システム１は、患者の心臓７
に接続された電極３及び５に接続するようにされる。こ
れらの＠極は、心室の収縮をＥＣＧ感知するために右心
室に配置されるバイポーラ感知電極３と、高電圧の除細
動／カルジオバージョンパルスを供給するために上大静
脈（ＳＶＣ）に配置される心臓内感知／高電圧供給電極
５である。心１Ｉｌａ７の心筋層にはパッチ電極６が接
続されるが、更に別の電極面を電極３及び５の付近に配
置することもできる。バイポーラ電極３は、心拍数検出
回路９にＥ ＣＧ入力信号を供給する。ＳｖＣ電極５は
、パッチ電極６と共に作用して、ＰｎＦ回路１１へ入力
を供給する。
心拍数検出回路９は、１９８３年３月２３日に出願され
た米国特許出願第４．７８，０３８号又は米国特許第４
，３９３，８７７号に開示されたものと同様である。基
本的には、心拍数検出回路９は、Ｒ波を検出し、入って
くるＥＣＧ信号のＲ波に比例する均一なパルスを発生す
る。Ｒ波とＲ波との間の時間は、Ｒ波の率、即ち、心拍
数に反比例する。
た米国特許出願第４．７８，０３８号又は米国特許第４
，３９３，８７７号に開示されたものと同様である。基
本的には、心拍数検出回路９は、Ｒ波を検出し、入って
くるＥＣＧ信号のＲ波に比例する均一なパルスを発生す
る。Ｒ波とＲ波との間の時間は、Ｒ波の率、即ち、心拍
数に反比例する。
ＰＤＦ回路１１は、米国特許第４，１８４゜４９３号及
び第４，２０２，３４０号に開示されている。
び第４，２０２，３４０号に開示されている。
心拍数検出回路９は、その出力が心拍数平均化回路１３
に接続されており、該回路１３は、検出されたＲ波を受
け取り、平均心拍数を計算しそしてこの平均心拍数が所
定の値を越えた時に出力を発生する。この心拍数平均化
回路は、米国特許第４，３９３，８７７号又は米国特許
出願第４７８．０３８号に開示されたものである。心拍
数平均化回路１３及びＰＤＦ回路１１の出力は、不整脈
検出論理回路１５へ入力として供給される。この論理回
路】５は、アンドゲートを含んでおり、その入力は、心
拍数平均化回路１３及びＰＤＦ回路１１の出力を受け取
り、良く知られたように、ＰＤＦ回路１１及び心拍数平
均化回路１３から出力信号が生じた際にパルス発生器（
図示せず）に出力を発生する。或いは又、検出論理回路
１５は、回路１３からの高い平均心拍数のみに基づいて
不整脈を検出することが所望される時にＰｌ’ｌ）Ｆ回
路１１の出力を不能とするための手段を備えているのが
好ましい。ＰＤＦ回路１１を作動不能にし、心拍数平均
化回路１３のみに基づいて不整脈を検出するための論理
が米国特許第４，３９３．８７７号に開示されている。
に接続されており、該回路１３は、検出されたＲ波を受
け取り、平均心拍数を計算しそしてこの平均心拍数が所
定の値を越えた時に出力を発生する。この心拍数平均化
回路は、米国特許第４，３９３，８７７号又は米国特許
出願第４７８．０３８号に開示されたものである。心拍
数平均化回路１３及びＰＤＦ回路１１の出力は、不整脈
検出論理回路１５へ入力として供給される。この論理回
路】５は、アンドゲートを含んでおり、その入力は、心
拍数平均化回路１３及びＰＤＦ回路１１の出力を受け取
り、良く知られたように、ＰＤＦ回路１１及び心拍数平
均化回路１３から出力信号が生じた際にパルス発生器（
図示せず）に出力を発生する。或いは又、検出論理回路
１５は、回路１３からの高い平均心拍数のみに基づいて
不整脈を検出することが所望される時にＰｌ’ｌ）Ｆ回
路１１の出力を不能とするための手段を備えているのが
好ましい。ＰＤＦ回路１１を作動不能にし、心拍数平均
化回路１３のみに基づいて不整脈を検出するための論理
が米国特許第４，３９３．８７７号に開示されている。
本発明の新規な心拍数加速／減速検出システム１７が第
１図に概略的に示されている。この加速／減速検出論理
回路１７は、心拍数を表わす電気パルスを受け取るよう
に心拍数検出器９に接続される。前記したように、これ
らのパルスは、ＥＣＧ波パケットから検出されたＲ波に
比例するものであり、ＥＣＱＣ片波ットでは、良く知ら
れた ′ように、検出されたＲ波間の時間インタ
ーバルを７１１ｑ定することにより瞬時心拍数を計算す
ることができる。上記の時間インターバルは、瞬時心拍
数に反比例する。或いは又、心拍数検出器９それ自体が
、検出Ｒ波を心拍数の瞬時の読みに変換する回路を含ん
でいて、このような心拍数情報をデジタルの形態で加速
／減速検出システム１７に供給してもよい。
１図に概略的に示されている。この加速／減速検出論理
回路１７は、心拍数を表わす電気パルスを受け取るよう
に心拍数検出器９に接続される。前記したように、これ
らのパルスは、ＥＣＧ波パケットから検出されたＲ波に
比例するものであり、ＥＣＱＣ片波ットでは、良く知ら
れた ′ように、検出されたＲ波間の時間インタ
ーバルを７１１ｑ定することにより瞬時心拍数を計算す
ることができる。上記の時間インターバルは、瞬時心拍
数に反比例する。或いは又、心拍数検出器９それ自体が
、検出Ｒ波を心拍数の瞬時の読みに変換する回路を含ん
でいて、このような心拍数情報をデジタルの形態で加速
／減速検出システム１７に供給してもよい。
加速／減速検出システム１７は、Ｒ波パルスを受け取り
、鼓動ごとのベースで心拍数を決定する。システム１７
は、心拍数が過剰に加速しているかどうかを決定し、以
下に述べるように他の論理機能を実行する。除細動／カ
ルジオバージョンパルスに必要とするような形式の加速
があると判断された場合には、加速／減速検出システム
１７け、不整脈検出論理回路１５へ出力信号を発生する
。心拍数平均化回路１；３及び加速／減速検出回路１７
から出力が生じた際には、不整脈検出論理回路がパルス
発生器に出力をＬｉ、える。このような論理回路は、簡
貼なアンドゲートである。同様に、不整脈を判断するた
めにＰＤＦ回路１１も監視すべきである場合には、検出
論理回路１５がパルス発生器をトリガするために、ＰＤ
Ｆ回路１１、心拍数平均化回路１３及び加速／減速検出
システム１７からの出力信号が必要とされる。これら信
号の各々は、アンドゲート又は他の論理回路への入力を
構成する。
、鼓動ごとのベースで心拍数を決定する。システム１７
は、心拍数が過剰に加速しているかどうかを決定し、以
下に述べるように他の論理機能を実行する。除細動／カ
ルジオバージョンパルスに必要とするような形式の加速
があると判断された場合には、加速／減速検出システム
１７け、不整脈検出論理回路１５へ出力信号を発生する
。心拍数平均化回路１；３及び加速／減速検出回路１７
から出力が生じた際には、不整脈検出論理回路がパルス
発生器に出力をＬｉ、える。このような論理回路は、簡
貼なアンドゲートである。同様に、不整脈を判断するた
めにＰＤＦ回路１１も監視すべきである場合には、検出
論理回路１５がパルス発生器をトリガするために、ＰＤ
Ｆ回路１１、心拍数平均化回路１３及び加速／減速検出
システム１７からの出力信号が必要とされる。これら信
号の各々は、アンドゲート又は他の論理回路への入力を
構成する。
加速／減速検出動作の機能的なフローチャートが第２図
に示されている。当業者に明らかなように、このフロー
チャートの機能は、このフローチャー１・に示された論
理機能を実行するマイクロプロセッサを使用することに
より固定布線論理回路で構成されてもよいしソフトウェ
アで構成されてもよい。フローチャート論理の実際の構
成は、ハードウェアにしろマイクロプロセッサをベース
とするファームウェアにしろ当業者にとって比較的簡単
なものである。
に示されている。当業者に明らかなように、このフロー
チャートの機能は、このフローチャー１・に示された論
理機能を実行するマイクロプロセッサを使用することに
より固定布線論理回路で構成されてもよいしソフトウェ
アで構成されてもよい。フローチャート論理の実際の構
成は、ハードウェアにしろマイクロプロセッサをベース
とするファームウェアにしろ当業者にとって比較的簡単
なものである。
例えば、加速／減速検出システム１７は、ランダムアク
セスメモリ（ＲＡＭ）及びリードオンｊｌメモリ（１；
！ＯＭ）並びに必要なデータ及びアドレスラインが組み
合わされた一般のマイクロプロセッサを備えている。こ
のマイクロプロセッサシステムは、心拍数検出器９から
のＲ波を表わす電低信号を入力として受け取り、不整脈
検出論理回路１５へ出力信号を発生するが、これ自身が
不整脈論理機能を実行してもよい。
セスメモリ（ＲＡＭ）及びリードオンｊｌメモリ（１；
！ＯＭ）並びに必要なデータ及びアドレスラインが組み
合わされた一般のマイクロプロセッサを備えている。こ
のマイクロプロセッサシステムは、心拍数検出器９から
のＲ波を表わす電低信号を入力として受け取り、不整脈
検出論理回路１５へ出力信号を発生するが、これ自身が
不整脈論理機能を実行してもよい。
心拍数検出器９からの一連の心臓鼓動、即ち、Ｒ波信号
は、マイクロプロセッサによって読み取られ、１グルー
プの一連のＲ波に対して心拍数が決定され、メモリに記
憶される（判断ブロック１９）。心拍数は、各法々のＲ
波を受け取る際に、１グループの２つの連続するＲ波信
号に対して計算されるのが好ましい。（或いは又、心拍
数は、多数のＲ波信号に対して計算されてもよく、例え
ば、３つの心臓鼓動ごとに、新たな心拍数が計Ｗされる
。）瞬時心拍数は、各法々のＲ波が検出されるたびにマ
イクロプロセッサによって決定され、次々の心拍数がメ
モリに記憶される。最初は、少なくとも４つの別々の心
拍数が計算され（少なくとも５つのＲ波を必要とする）
そしてメモリに記憶される。
は、マイクロプロセッサによって読み取られ、１グルー
プの一連のＲ波に対して心拍数が決定され、メモリに記
憶される（判断ブロック１９）。心拍数は、各法々のＲ
波を受け取る際に、１グループの２つの連続するＲ波信
号に対して計算されるのが好ましい。（或いは又、心拍
数は、多数のＲ波信号に対して計算されてもよく、例え
ば、３つの心臓鼓動ごとに、新たな心拍数が計Ｗされる
。）瞬時心拍数は、各法々のＲ波が検出されるたびにマ
イクロプロセッサによって決定され、次々の心拍数がメ
モリに記憶される。最初は、少なくとも４つの別々の心
拍数が計算され（少なくとも５つのＲ波を必要とする）
そしてメモリに記憶される。
瞬時心拍数が判断ブロック１９によって決定されるたび
に、各々の鼓動−鼓動の心拍数（Ｒｎ）がその手前の鼓
動−鼓動の心拍数（Ｒｎ−］）と比較され、判断ブロッ
ク２１で示すように所定値Ａを越えたかどうか判断され
る。鼓動−鼓動の心拍数（Ｒｎ）がＡより大きな値だけ
その手前の鼓動−鼓動の心拍数（Ｒｎ−］）を越えた場
合には、システノ、は、以下で述べるように判断ブロッ
ク２３へと続く。例えば、値Ａは、１５であって、１５
鼓動／分（ｂｐｍ）を表わしているものとする。
に、各々の鼓動−鼓動の心拍数（Ｒｎ）がその手前の鼓
動−鼓動の心拍数（Ｒｎ−］）と比較され、判断ブロッ
ク２１で示すように所定値Ａを越えたかどうか判断され
る。鼓動−鼓動の心拍数（Ｒｎ）がＡより大きな値だけ
その手前の鼓動−鼓動の心拍数（Ｒｎ−］）を越えた場
合には、システノ、は、以下で述べるように判断ブロッ
ク２３へと続く。例えば、値Ａは、１５であって、１５
鼓動／分（ｂｐｍ）を表わしているものとする。
心拍数（Ｒｎ）がｉ ５ ｂ ｐ ｍだけその手前の心
拍数（Ｒｎ−１）を越えた場合には、加速であると判断
され、システムは、以下で述べる判断ブロック２３へと
続く。心拍数の増加が１．５ ｂ ｐ ｍ未満である場
合には、否定（ノー）の判断がなされ、システムは復帰
して、心拍数が所定値Ａだけ手前の心拍数よりも増加す
るまでチエツクを続ける。
拍数（Ｒｎ−１）を越えた場合には、加速であると判断
され、システムは、以下で述べる判断ブロック２３へと
続く。心拍数の増加が１．５ ｂ ｐ ｍ未満である場
合には、否定（ノー）の判断がなされ、システムは復帰
して、心拍数が所定値Ａだけ手前の心拍数よりも増加す
るまでチエツクを続ける。
判断ブロック２１において加速が決定されそしてシステ
ムが判断ブロック２３へ続く場合には、心拍数（Ｒｎ）
がその次の心拍数（Ｒｎ＋１）と比較され、所定値Ｂよ
り大きな値だけ次の心拍数を越えたかどうか判断される
。このような判断が肯定（イエス）である場合には、減
速であると判断され、システｌいは、判断ブロック２１
の始めに戻る。
ムが判断ブロック２３へ続く場合には、心拍数（Ｒｎ）
がその次の心拍数（Ｒｎ＋１）と比較され、所定値Ｂよ
り大きな値だけ次の心拍数を越えたかどうか判断される
。このような判断が肯定（イエス）である場合には、減
速であると判断され、システｌいは、判断ブロック２１
の始めに戻る。
即ち、心拍数の加速の直後に大きな減速（値Ｂより大き
な減速）が続く場合には、不整脈状態ではないとされ、
システムは、入ってくる心拍数を監視し続ける。（この
ような判断は、以下で述べるＰＶＣを示す。）このよう
な過剰な減速があると決定されなかった（ノーの）場合
には、システムは判断ブロック２５へと続く。
な減速）が続く場合には、不整脈状態ではないとされ、
システムは、入ってくる心拍数を監視し続ける。（この
ような判断は、以下で述べるＰＶＣを示す。）このよう
な過剰な減速があると決定されなかった（ノーの）場合
には、システムは判断ブロック２５へと続く。
判断ブロック２５を参照すれば、システムは加速の直前
に大きな減速があったかどうか判断する。即ち、直前の
心拍数（Ｒｒｉ−１）がその直前の心拍数（Ｒｎ−２）
と比較される。心拍数（Ｒｎ−２）が所定値Ｂより大き
な値だけ心拍数（Ｒｎ−１）を越える場合には、大きな
減速があったとされる。
に大きな減速があったかどうか判断する。即ち、直前の
心拍数（Ｒｒｉ−１）がその直前の心拍数（Ｒｎ−２）
と比較される。心拍数（Ｒｎ−２）が所定値Ｂより大き
な値だけ心拍数（Ｒｎ−１）を越える場合には、大きな
減速があったとされる。
このような事象の発生が判断ブロック２５の［イエスＪ
出力によって指示されると、Ａ Ｇ （”、の欠落があ
るとされ、システＡは、次の心拍数に基づいて作動を続
けるようにされる。即ち、大きな加速の前に大きな減速
が検出されると、加速検出器１７からは出力が発生され
ない。大きな減速があると判断されない場合には（ブロ
ック２５の出力「ノー」）、システムがブロック２７へ
続く。
出力によって指示されると、Ａ Ｇ （”、の欠落があ
るとされ、システＡは、次の心拍数に基づいて作動を続
けるようにされる。即ち、大きな加速の前に大きな減速
が検出されると、加速検出器１７からは出力が発生され
ない。大きな減速があると判断されない場合には（ブロ
ック２５の出力「ノー」）、システムがブロック２７へ
続く。
大きな加速が検出され（判断ブロック２１から）そして
この大きな加速の後にも（判断ブロック２３）その前に
も（判断ブロック２５）大きな減速が見つからないとす
れば、システムは、判断ブロック２７で示されたように
不整脈検出器１５に出力を発生する。この出力信号は、
ブロック２１．２３及び２５の条件が満足された後の所
定の時間中維持されるのが好ましい。即ち、心拍数の大
きな加速が検出されてその前にもその後にも大きな減速
が検出されない場合には、出力信号即ち「新」の信号が
不整脈検出器１５へ供給され、所定の時間中維持される
。或いは又、所定数の上記不整脈条件が所与の時間内に
満足されるか所定数の心１１鼓動にわたって満足された
後にのみ、検出器１５に出力を供給するのも効果的であ
る。即ち、例えば、所与の時間内もしくは所定数の鼓動
にわたって５個の加速１０個の減速という状態が生じた
場合にのみ、判断ブロック２７から出力信号が発生され
る。
この大きな加速の後にも（判断ブロック２３）その前に
も（判断ブロック２５）大きな減速が見つからないとす
れば、システムは、判断ブロック２７で示されたように
不整脈検出器１５に出力を発生する。この出力信号は、
ブロック２１．２３及び２５の条件が満足された後の所
定の時間中維持されるのが好ましい。即ち、心拍数の大
きな加速が検出されてその前にもその後にも大きな減速
が検出されない場合には、出力信号即ち「新」の信号が
不整脈検出器１５へ供給され、所定の時間中維持される
。或いは又、所定数の上記不整脈条件が所与の時間内に
満足されるか所定数の心１１鼓動にわたって満足された
後にのみ、検出器１５に出力を供給するのも効果的であ
る。即ち、例えば、所与の時間内もしくは所定数の鼓動
にわたって５個の加速１０個の減速という状態が生じた
場合にのみ、判断ブロック２７から出力信号が発生され
る。
第７３図は、心拍数検出器９の出力を表オ）す；３−〕
の別々の・連の心臓鼓動を示すグラフであって、加速／
減速検出システムＩ７がいかに作動するかを４２明する
ためのものである。第３（ａ）図を参照すれば、最初の
２つのＲ波から心拍数７０ ｂ 、ｐｒｎが決定され、
次のＲ波が７０ｂｐｍで検出され、その次のＲ波が１１
０５ｂｐで検出され、その次が１４０ｂｐｍとなる。７
０ｂｐｍから１０５ｂｐ Ｉｎへの心拍数変化が検出さ
れると、加速信号が決定される（判断ブロック２１）。
の別々の・連の心臓鼓動を示すグラフであって、加速／
減速検出システムＩ７がいかに作動するかを４２明する
ためのものである。第３（ａ）図を参照すれば、最初の
２つのＲ波から心拍数７０ ｂ 、ｐｒｎが決定され、
次のＲ波が７０ｂｐｍで検出され、その次のＲ波が１１
０５ｂｐで検出され、その次が１４０ｂｐｍとなる。７
０ｂｐｍから１０５ｂｐ Ｉｎへの心拍数変化が検出さ
れると、加速信号が決定される（判断ブロック２１）。
次いで、システムは、このような加速の後に大きな減速
があるかどうかをチエツクする（判断ブロック２３）。
があるかどうかをチエツクする（判断ブロック２３）。
心拍数はＩ Ｑ ５ ｂ ｐ ｍから１４０ｂｐｍへ増
加するので、大きな減速は検出されない。（従って、判
断ブロック２３の出力は、ノーである。）次いで、シス
テムは、加速の前に大きな減速があったかどうかをチエ
ツクする（判断ブロック２５）。
加するので、大きな減速は検出されない。（従って、判
断ブロック２３の出力は、ノーである。）次いで、シス
テムは、加速の前に大きな減速があったかどうかをチエ
ツクする（判断ブロック２５）。
第：＋（ａ）図の例では、２つの手前の心拍数が７一０
ｂｐで一定であり、従って、判断ブロック２５の出力は
［ノーｊであり、即ち、大きな減速は存在しない。従っ
て、不整脈検出論理回路１５に出力が与えられる。
ｂｐで一定であり、従って、判断ブロック２５の出力は
［ノーｊであり、即ち、大きな減速は存在しない。従っ
て、不整脈検出論理回路１５に出力が与えられる。
第３（ｂ）図を説明すれば、この波形は、心拍数が７０
ｂｐｍから１４Ｑｂｐｍへ増加し、次いで、７０ｂｐｍ
になることを示している。従って、大きな加速の直後に
大きな減速が存在する。
ｂｐｍから１４Ｑｂｐｍへ増加し、次いで、７０ｂｐｍ
になることを示している。従って、大きな加速の直後に
大きな減速が存在する。
これは、早期の心室収縮（ＰＶＣ）を表わしており、不
整脈検出論理回路１５には出力が与えられない。
整脈検出論理回路１５には出力が与えられない。
第３（ｃ）図を参照すれば、心拍数は、７０ｂｐｍから
５３ｂｐｍに減少した後に７０ｂｐｍに増加する。５３
ｂｐｍから７０ｂｐｍへの増加が加速限界値（Ａ）を越
え、ひいては１判断ブロック２１の出力が［イエス」に
されると仮定すれば、システムは、このような加速の前
に大きな減速があったかどうかチエツクする。この場合
には、７０ｂｐｍから５３ｂｐｍまでの減速がある。そ
の差が減速限界値（ｎ）より大きいと仮定すれば、判断
ブロック２５の出力は「イエス」となり、従って、不整
脈検出器１５へは出力が送られない。
５３ｂｐｍに減少した後に７０ｂｐｍに増加する。５３
ｂｐｍから７０ｂｐｍへの増加が加速限界値（Ａ）を越
え、ひいては１判断ブロック２１の出力が［イエス」に
されると仮定すれば、システムは、このような加速の前
に大きな減速があったかどうかチエツクする。この場合
には、７０ｂｐｍから５３ｂｐｍまでの減速がある。そ
の差が減速限界値（ｎ）より大きいと仮定すれば、判断
ブロック２５の出力は「イエス」となり、従って、不整
脈検出器１５へは出力が送られない。
この波形は、心拍数検出回路９にＡ Ｇ Ｃの欠落があ
る典型である。
る典型である。
ＡＧＣの欠落に拘りがないようにＡ ＧＣフィードバッ
ク路を使用していない心拍数検出回路９については、判
断ブロック２５を除去できることが明らかであろう。即
ち、大きな加速が検出された後に大きな減速が存在しな
い場合には、大きな加速の検出前に大きな減速があった
かどうかを無視して、不整脈検出器１５に信号が供給さ
れる。
ク路を使用していない心拍数検出回路９については、判
断ブロック２５を除去できることが明らかであろう。即
ち、大きな加速が検出された後に大きな減速が存在しな
い場合には、大きな加速の検出前に大きな減速があった
かどうかを無視して、不整脈検出器１５に信号が供給さ
れる。
上記のシステムは、ＰＶＣ状態を検出するのにも有用で
あることが理解されよう。第１図に示すように、ＰＶＣ
出力端子］８は、可視デイスプレィのような一般のイン
ジケータに接続するように設けられている。システム１
７内の論理回路によりＰｖＣ状態であると判断されると
（即ち、第２図の判断ブロック２３が「イエス」となっ
た時）端子１８を経て信号が送られて、ＰｖＣが検出さ
れたことを指示する。
あることが理解されよう。第１図に示すように、ＰＶＣ
出力端子］８は、可視デイスプレィのような一般のイン
ジケータに接続するように設けられている。システム１
７内の論理回路によりＰｖＣ状態であると判断されると
（即ち、第２図の判断ブロック２３が「イエス」となっ
た時）端子１８を経て信号が送られて、ＰｖＣが検出さ
れたことを指示する。
本発明の好ましい実施例を図示して説明したが、本発明
の精神及び範囲から逸脱せずに種々の変更がなされ得る
ことが明らかであろう。本発明の範囲は、特許請求の範
囲のみによって規定されるものとする。
の精神及び範囲から逸脱せずに種々の変更がなされ得る
ことが明らかであろう。本発明の範囲は、特許請求の範
囲のみによって規定されるものとする。
第１図は、植え込み可能な自動除細動／力ルジオバータ
の一部分として不整脈検出システムを示したブロック図
、 第２図は、第１図の加速／減速検出論理回路の機能的な
フローチャート、そして 第３図は、一連のＲ波を示すグラフである。 １・・・不整脈検出システム ３・・・バイポーラ感知電極 ５・・・心臓内感知／高電圧供給電極 ６・・・パッチ電極 ７・・・心臓９・・・心拍
数検出回路 １１・・・ＰＤＦ回路 １５・・・不整脈検出論理回路 】７・・・加速／減速検出論理回路 図面の浄赴（内容に変更なし） ＦＩＧ、 ３ 心拍数検出器９よ０ ＦＩＧ、２ 手続補正書（方式） １６事件の表示 昭和６２年持許願第１１５７３０
号３、補正をする者 事件との関係 出願人 氏 名 ミエッチスラーフ ミロ−スキ４、代理人
の一部分として不整脈検出システムを示したブロック図
、 第２図は、第１図の加速／減速検出論理回路の機能的な
フローチャート、そして 第３図は、一連のＲ波を示すグラフである。 １・・・不整脈検出システム ３・・・バイポーラ感知電極 ５・・・心臓内感知／高電圧供給電極 ６・・・パッチ電極 ７・・・心臓９・・・心拍
数検出回路 １１・・・ＰＤＦ回路 １５・・・不整脈検出論理回路 】７・・・加速／減速検出論理回路 図面の浄赴（内容に変更なし） ＦＩＧ、 ３ 心拍数検出器９よ０ ＦＩＧ、２ 手続補正書（方式） １６事件の表示 昭和６２年持許願第１１５７３０
号３、補正をする者 事件との関係 出願人 氏 名 ミエッチスラーフ ミロ−スキ４、代理人
Claims (11)
- （１）心臓の異常活動を感知するシステムにおいて、 一連のＲ波によって特徴付けられたＥＣＧ波形を受け取
るＥＣＧ入力手段と、 Ｒ波の存在を検出するＲ波検出手段と、 Ｒ波の加速又は減速率を検出する加速／減速検出手段と
を具備し、この加速／減速検出手段は、 １グループの一連のＲ波の加速率が第１の所定値を越え
た場合に加速信号を発生する加速信号手段と、 １グループの一連のＲ波の減速率が第２の所定値を越え
た場合に減速信号を発生する減速信号手段と、 １グループのＲ波に対して加速信号が発生し且つその直
後の１グループのＲ波に対して減速信号が存在しない時
に出力信号を発生する出力手段とを備えていることを特
徴とするシステム。 - （２）上記出力手段は、更に、その直前の１グループの
Ｒ波に対して減速信号が存在しない時に上記出力信号を
発生する特許請求の範囲第１項に記載のシステム。 - （３）上記出力手段は、上記出力信号を所定の時間中発
生する特許請求の範囲第１項に記載のシステム。 - （４）上記加速／減速検出手段は、各Ｒ波を検出した際
に瞬時Ｒ波の率を決定して次々のＲ波率を比較し、Ｒ波
率の増加及び減少を決定するための手段を備えている特
許請求の範囲第１項に記載のシステム。 - （５）Ｒ波率の増加は加速を定め、Ｒ波率の減少は減速
を定める特許請求の範囲第４項に記載のシステム。 - （６）心拍数の加速／減速検出システムにおいて、 一連の心臓鼓動にわたって瞬時心拍数を検出する心拍数
検出手段と、 １グループの一連の鼓動の心拍数がその直前の１グルー
プの一連の鼓動の心拍数を第１の所定値だけ越えたかど
うかを判断しそしてこの判断が肯定である場合に第１の
信号を発生するための第１の判断手段と、 １グループの一連の鼓動の心拍数がその直後の１グルー
プの一連の鼓動の心拍数を第２の所定値だけ越えたかど
うかを判断しそしてこの判断が否定である場合に第２の
信号を発生するための第２の判断手段と、 上記第１信号及び第２信号に応答して出力信号を発生す
るための出力手段とを具備することを特徴とするシステ
ム。 - （７）直前の１グループの一連の鼓動の心拍数がその更
に直前の１グループの一連の鼓動の心拍数よりも上記第
２の所定値に等しい量だけ低いかどうかを判断しそして
この判断が否定であった場合に第３の信号を発生する第
３の判断手段を更に具備し、上記出力手段は、上記第１
、第２及び第３の信号に応答して出力信号を発生する特
許請求の範囲第６項に記載の心拍数加速／減速検出シス
テム。 - （８）心臓の活動を感知し、不整脈が検出されるのに応
答して高エネルギの電気パルスを心臓に供給することの
できる自動除細動器／カルジオバータのための不整脈検
出システムにおいて、 ＥＣＧ波形を受け取るＥＣＧ入力手段と、 このＥＣＧ入力手段に作動的に接続されていて、Ｒ波の
存在を検出するＲ波検出手段と、 このＲ波検出手段に作動的に接続されていて、平均Ｒ波
の率が所定の値を越えた時に率平均化信号を発生するた
めの率平均化手段と、 上記Ｒ波検出手段に作動的に接続され、Ｒ波の加速の率
が所定値を越えた時に加速出力信号を発生する加速手段
と、 上記率平均化手段及び上記加速手段に作動的に接続され
、率平均化信号及び加速出力信号を受信するのに応答し
て不整脈信号を発生する不整脈検出手段とを具備するこ
とを特徴とする不整脈検出システム。 - （９）上記加速手段は、１グループの一連のＲ波の加速
率が第１の所定値を越えそしてその直後の１グループの
一連のＲ波の減速率が第２の所定値より小さい時に加速
出力信号を発生する特許請求の範囲第８項に記載の不整
脈検出システム。 - （１０）上記加速手段は、更に、直前の１グループの一
連のＲ波の減速率が第２の所定値より小さい時に加速出
力信号を発生する特許請求の範囲第９項に記載の不整脈
検出システム。 - （１１）心臓の早期の心室収縮（ＰＶＣ）を感知するシ
ステムにおいて、 一連のＲ波によって特徴付けされたＥＣＧ波形を受け取
るＥＣＧ入力手段と、 Ｒ波の存在を検出するＲ波検出手段と、 Ｒ波の加速及び減速の率を検出し、一連のＲ波の加速率
が第１の所定値を越え且つその直後の一連のＲ波の減速
率が第２の所定値を越えない時にＰＶＣ出力信号を発生
する加速／減速検出手段とを具備することを特徴とする
システム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US862785 | 1986-05-13 | ||
| US06/862,785 US4796620A (en) | 1986-05-13 | 1986-05-13 | System for sensing abnormal heart activity by means of heart rate acceleration and deceleration detection |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6335229A true JPS6335229A (ja) | 1988-02-15 |
| JPH0554976B2 JPH0554976B2 (ja) | 1993-08-13 |
Family
ID=25339346
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62115730A Granted JPS6335229A (ja) | 1986-05-13 | 1987-05-12 | 心拍数の加速及び減速を検出することにより心臓の異常活動を感知するシステム |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4796620A (ja) |
| JP (1) | JPS6335229A (ja) |
| CA (1) | CA1304136C (ja) |
| DE (1) | DE3715823A1 (ja) |
| FR (1) | FR2598920B1 (ja) |
| GB (1) | GB2190505B (ja) |
| NL (1) | NL191831C (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| JP2017504414A (ja) * | 2014-01-16 | 2017-02-09 | ノキア テクノロジーズ オサケユイチア | 医学的データのエントロピーの程度の検出の方法およびデバイス |
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