JPH0238230B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は心臓の電気的な活動の障害に関する情
報を記録しそして後で再現するための体外装置に
係る。この装置を用いて植え込み式除細動器を監
視することが意図される。この装置は患者と関係
を持たせるための体外電極を有した体外記録器の
形態をとり、ECGの如き情報はテレメータによ
つてこの記録手段へ伝送される。遅延式の常時更
新されるメモリが常に作動状態にされる。多数の
種類の不整脈のいづれか１つが感知された時、或
いは除細動パルスが付与された時には、メモリの
データが磁気テープに“永久的”に記録される。

過去数十年の間に、冠状動脈の疾患が、世界中
の開発地域における死因の第１位を占める様にな
つた。冠状動脈の疾患の場合に急死が起こる正確
な原因はまだ完全に明らかにされていないが、こ
れらケースの大部分における死因は心室細動を引
き起こす様な心臓の電気的活動性の重大な障害に
よるものであると、この分野では今までの実例か
ら考えられている。

冠状動脈疾患がかかつているどの患者が急死の
犠牲となるかは的確に予想することができない
が、その様な危惧の大きい患者の多数のグループ
を認定することができる。例えば、心筋梗塞を経
験した患者は、たとえ健康な状態で生存していて
も、一般の人々よりも数倍もの急死のおそれがあ
る。更に、心筋梗塞の患者が重い心室不整脈及
び／又は心拍停止の経験を有していたり、或いは
持続性の心筋被刺激性の兆候がある場合には、急
死のおそれが実質的に高くなることが論理的に推
定される。上記した患者と同様の患者は、自動
式、スタンバイ式、又は必要時作動式の除細動器
によつて相当の恩恵を受けることになろう。

特に自動除細動器を必要とする別の認定クラス
の患者は、これまでに心筋梗塞経験はないが冠状
動脈疾患の重い症状例えば医学的な処置に副作用
する心室不整脈又は狭心症がある様な患者で構成
されるクラスである。

更に、今日道を歩いている人々の中にも、心房
の細動、心房の粗動、又は頻拍を経験した人が大
勢いる。生命を脅かすことはないが、これらの上
室不整脈は衰弱を生じることになり、合併症を招
き、これが生じた時には処置を必要とする。この
様な人々は医師の看護の下で心臓を正常な洞調律
に戻すために電気的又は薬理的な転換をしばしば
必要とする。

完全植え込み式の自動心室除細動器を開発する
ために現在では長足の進歩がなされている。例え
ば日本特許第932290号を参照すれば、植え込み式
の自動心室除細動器の最初の考え方が開示されて
いる。又、現在では細動検出器の信頼性を高める
ことにおいても進歩がなされている。この点につ
いては、米国特許第4202340号を参照されたい。
更に、昭和53年５月26日に出願された特願昭53−
63206号に開示された様に、除細動シヨツクを与
える前に、植え込まれた電子装置に質問してその
作動が適正であることを確かめる回路を設けるこ
とにより、植え込まれた除細動器の信頼性を改善
する処置がとられている。

完全植え込み式の自動除細動器を開発し且つ感
知及び除細動回路の作動を確保するために実質的
な処置がとられているが、植え込み式除細動器が
揺らん期にあることを忘れてはならない。従つて
感知及び除細動回路の精度を確かめるか、或いは
該回路の故障を明らかにする様なデータが現在必
要とされている。特に、心臓の電気的な活動に
種々の障害が生じる前及び生じている間に心臓に
より発せられる心電図（ECG）信号の所望の部
分を記録しそして後で再現することによつてデー
タを与えることのできる実用的な装置が必要とさ
れる。この様な装置があれば、植え込まれた除細
動器の作動を確かめられるだけでなく、心臓不整
脈が生じる前及び生じている間に患者の心臓の活
動に関する貴重な情報を得ることもできる。更
に、植え込み式除細動器がない場合でも心臓の活
動を監視するために患者が着用できる様な実用的
な装置も必要とされる。

本発明の目的は、上記した必要性を満たすこと
に向けられる。

本発明は一般に心臓の電気的な活動に種々の障
害が生じる前及び生じている間に心臓により発生
されるECG信号の所望の部分を記録しそして後
で再現する装置に係る。適当なトランスジユーサ
を使用することにより、患者の心臓の電気的な活
動が検出されそして典型的なECG信号に変換さ
れる。

特に、本発明の好ましい実施例においては、心
臓の電気的な活動をECG信号として感知するの
に用いられる手段は、患者の前胸部壁に配置され
た胸部電極の形態をとる。従来のテレメータ技術
を用いてECG信号が患者から伝送される。この
信号は、本発明の回路によつて記録して後で再生
するために受信され、本発明の回路は手さげカバ
ンの様な便利な容器に収容される。この実施例で
は、受信したECG信号が便利なデジタル形態へ
と変換される。ECG信号を表わすデジタル信号
は所定容量を有する記憶装置にFIFO（先入れ先出
し）ベースで記憶される。受信したECG信号を
常時監視する一般型の不整脈検出器は心臓の電気
的な活動に障害が生じた際に不整脈検出論理信号
を発生する。例えば、この様な障害は、心室の頻
拍、徐脈、不全収縮、心室粗動、心室細動、及び
異所性の拍動によつて生じる。不整脈検出論理信
号はテープ記録器をオンにし、テープ記録器は記
憶装置の出力を記憶する。障害が止みそして心臓
が正常の電気的活動に戻つた後、不整脈検出論理
信号が終わる。テープ記録器は、例えば記憶装置
がその全内容をもう１度読み出すのに要する時間
インターバルに等しい所定時間中、記憶装置の出
力を記録し続ける。これが行なわれると、記録器
は停止する。従つて今や記録器は心臓の電気的活
動に障害が生じる前及び生じている間に心臓によ
り発生されそして受信されたECG信号の所望の
部分をデジタル形態で磁気テープに有している。

テープは、それに記録された情報を後で判断す
るため、医師のオフイス又は病院において医師又
訓練された助手によつて再生装置で再生される。

一般に、心電図（ECG）という語は、身体の
表面に電極を用いて心臓の活動を表わす電気信号
を得ることを意味する。一方、電気曲線図という
語は、一般に心臓の表面で得られた測定値を指
す。本明細書で用いられる“ECG”という語は、
広い意味で定義され、測定値の出所又は測定技術
には、拘りなく心臓の電気的活動のいかなる測定
値をも指すものとする。

従つて本発明の目的は、心臓の電気的活動に障
害が生じる前及び生じている間に心臓により発生
されたECG信号の所望の部分を記録しそして後
で再現する装置を提供することである。

本発明の別の目的は、細動の前及び細動中に生
じるECG信号によつて表わされる患者の心臓の
活動に関する貴重な情報を保持する装置を提供す
ることである。

本発明の更に別の目的は、心臓の電気的な活動
に障害が生じる前及び生じている間に心臓により
発生されるECG信号の所望部分を記録しそして
後で再現するために無線テレメータ技術を用いた
軽量の体外装置を提供することである。

本発明の更に別の目的は、患者が経験した心臓
の電気的活動の多数の障害に関するECG信号の
部分を記録しそして後で再生するための軽量の体
外装置を提供することである。

本発明の更に別の目的は、植え込み式除細動器
による除細動の試みに関連した情報を記録しそし
て後で再生する装置を提供することである。

本発明の更に別の目的は、冠状動脈疾患にかか
つている患者に完全植え込み式の心室除細動器が
必要であることを認める上で助けとなり且つ心臓
の不整脈にかかつている患者に処置を施す上で助
けとなる様な装置を提供することである。

本発明の更に別の目的は、植え込まれた除細動
器の作動を照合する装置を提供することである。

本発明の他の目的及び効果は以下の説明及び添
付図面から更に明らかとなろう。

添付図面に示された本発明の好ましい実施例を
説明する場合には、わかり易くするために特定の
用語を用いることにする。然し乍ら、本発明はこ
の様に選択した特定の用語に限定されるものでな
く、各々の特定の用語は同様の目的を果たすため
に同様に作動するあらゆる技術的等効物を含むこ
とを理解されたい。

第１図を参照して本発明の１実施例を説明す
る。

本発明の装置は160及び170で一般的に示された
２つのユニツトより成る。第１のユニツト１６０
は患者に着用されるECG信号送信ユニツトであ
る。第２のユニツト１７０はECG信号受信・処
理ユニツトであり、このユニツトは患者から成る
一定距離離れたところに配置される様に設計され
ており、そして手さげカバンの様な便利な容器に
収容される。

患者の前胸部壁に設置された胸部電極１６２は
心臓の電気的な活動をECG信号として感知し、
この信号は増巾器１６３へ送られる。パルス周波
数変調（PFM）エンコーダ１６４は増巾された
ECG信号をPFM波形へと変換する。この点にお
いて、PFM波形は複数個の均一巾のパルスを含
んでおり、その間隔（即ち周波数）は送信される
データを表わしている。PFM波形は送信器１６
６へ送られ、その出力はアンテナ１６８へ送られ
る。患者に除細動器が植え込まれている場合に
は、仮想線で示された除細動パルスセンサ１７２
がユニツト１６０に含まれる。この除細動パルス
センサは胸部電極からECG信号を受ける。正常
のECG信号は約１ミリボルトの大きさを有し、
一方除細動シヨツクは皮膚で測定して約10ボルト
の大きさを有している。従つて、植え込まれた除
細動器が除細動シヨツクを与えた時には、センサ
１７２がその除細動シヨツクを検出して信号を発
し、この信号PMFエンコーダへ送られてPMFエ
ンコードされそしてその後送信器１６６及びアン
テナ１６８によつて送信される。それと同時に、
センサ１７２からライン１６５を経て送られる信
号は、除細動パルスの付与を表わす特殊な信号を
PMFエンコーダ１６４が送信器へ与える様にせ
しめる。

受信器１７４はアンテナ１７６を介して上記送
信されたPFM波形を受信する。この受信器の出
力はパルス周波数変調（PFM）デコーダ１７８
及び信号検出器１８０へ送られる。受信器１７４
の出力が或るレベルよりも下つた時、即ち復調さ
れたパルスが正しい（送信）巾でない時には、信
号検出器は可能化信号をタイマ１８２へ発生し且
つ不能化信号を携帯用記録／再生（Ｒ／Ｐ）装置
１８４例えばカセツト式記録器等へ発生する。タ
イマ１８２は可聴警報器１８６を作動するための
所望巾の信号を発生する。この様にして、患者は
ユニツト１６０によるECG信号の送信が中断さ
れたり、ユニツト１７０によるECG信号の受信
が中断されたり或いは患者が電磁妨害（送信され
たものとは違うパルス巾）の区域に入つたりした
ことに気付く様にされる。又、患者はユニツト１
６０がユニツト１７０の受信範囲から外れたこと
を警告される。

PFMデコーダ１７８は受信器１７４から受け
たPFM波形をデコードし、ECG信号を再構成す
る。この再構成されたECG信号はライン１８８
を経てアナログ−デジタル（Ａ／Ｄ）コンバータ
１９０へ送られ、そこでECG信号はデジタル表
示に変換される。このデジタル表示は一連のワー
ドで構成され、各ワードは８ビツトより成る。
又、再構成されたECG信号はライン１８８を経
て既知の設計の不整脈検出器１９２へも送られ
る。この不整脈検出器の特定の型式は、検出さる
べき心臓の異常の種類に基いて選択される。この
様な不整脈検出器の１つについて以下で詳細に説
明する。Ａ／Ｄコンバータ１９０の出力は所定の
容量を有する遅延記憶装置１９４で受け取られそ
してFIFO（先入れ先出し）ベースでそこに記憶さ
れる。この記憶装置１９４はランダムアクセスメ
モリ（RAM）を含んでもよいし、シフトレジス
タを含んでもよい。

本発明の１実施例においては、記憶装置１９４
が8Kのランダムアクセスメモリを含み、これは
1024ワードのデジタルデータを記憶することがで
きる。これらの1024ワードは胸部電極１６２で感
知された最新の10秒間の心臓の電気的な活動を表
わしている。従つて、いつでも、最新の10秒間の
ECG信号がデジタル形態で記憶装置１９４に記
憶される。それ以上又はそれ以下の時間中に発生
されるデータを記憶する様に記憶容量を増加した
り減少したりできることも注意されたい。

クロツク１９６は変換開始信号及びゲートパル
スをライン１９８を経てＡ／Ｄコンバータへ与え
る。記憶アドレス（SA）カウンタ２００はアド
レスコードをライン２０２を経て記憶装置１９４
へ与える。クロツク１９６はライン２０４を経て
クロツクパルスを供給してSAカウンタを増加さ
せる。SAカウンタは記憶装置の全記憶位置を逐
次にアドレスするためアドレスコードを与える。
ライン２０４を経てクロツクパルスを受け取る限
り、SAカウンタは常時アドレスシーケンスを繰
り返す。

作動中、Ａ／Ｄコンバータ１９０の出力はSA
カウンタ２００からのアドレスコードにより決定
された記憶装置の位置に記憶される。クロツクパ
ルス１９６からのパルスに応答してＡ／Ｄコンバ
ータで変換が開示されそして実行される。変換が
完了すると、Ａ／Ｄコンバータはライン１９１に
WRITE（書き込み）ストローブ信号を発生する。
従つて、Ａ／Ｄコンバータからのデータはデータ
バス１９３を経て記憶装置へ書き込まれる。
RAM全体がアドレスされてしまうと、SAカウ
ンタは再びアドレスシーケンスを開始し、Ａ／Ｄ
コンバータからの新たなデジタルデータが先入れ
先出し（EIFO）ベースで記憶装置１９４の記憶
位置へ書き込まれる。記憶装置１９４は取り替え
られたデジタルデータをライン２０６に常時読み
出すための読み取り回路を含んでいる。

第１図の装置の実施例の変形態様においては、
1024ビツトのシフトレジスタを８個用いて記憶装
置１９４が構成される。この変形態様において
は、記憶アドレスカウンタ２００が不要である。
前記した様に、Ａ／Ｄコンバータ１９０からのデ
ジタル表示は一連のワードで構成され、各ワード
は８ビツトより成る。各ワードの８個のビツト
は、ライン１９１のWRITEストローブ信号によ
つて各レジスタへ１ビツトづつという様にしてシ
フトレジスタの第１の段へ書き込まれる。各シフ
トレジスタ内のデータはクロツク１９６の制御の
下で逐次シフトされる。結局、データは各シフト
レジスタの最後の段へシフトされる。各シフトレ
ジスタの最後の段のデータは一連の８ビツトワー
ドとしてライン２０６にシフトして出される。こ
の様にして、先入れ先出し（FIFO）ベースで新
たなデジタルデータが、既に記憶されたデジタル
データと取り替えられる。

不整脈検出器１９２は心臓の電気的な活動の障
害を検出すると、２つの信号を発生し、その１方
はライン２０８にそしてもう１方はライン２１０
に送られる。ライン２０８の信号は記録／再生装
置１８４を可能化する。ライン２１０の信号は内
部タイマ２１２へ送られ、これは例えばデジタル
ウオツチのチツプである。この内部タイマは日時
の様な所定の情報の軌跡を、タイムタグと称する
デジタル信号の形態で常時保持する。ライン２１
０の信号は内部タイマ２１２がライン２１４にタ
イムタグを発生する様にせしめる。

記録／再生装置１８４は、可能化信号に応答し
て、ライン２０６のデジタルデータ及びタイムタ
グを磁気テープに記録する。心臓の障害が止みそ
して心臓が正常な電気的活動をとり戻した後に、
ライン２０８の可能化信号が終わる。記録／再生
装置は記憶装置１９４の出力を所定時間中記録し
続ける。この所定時間、例えば、記憶装置がその
全内容をもう１度読み出すに要する時間インター
バルに等しい。この記録作動が終ると、記録器は
停止する。従つて今や記録器は心臓の電気的な活
動に障害が生じる前及び生じている間に心臓によ
り発生されたECG信号の所望の部分をデジタル
形態で磁気テープに有している。

その後、心臓の電気的な活動に障害が起きた場
合には前記と同様に記録される。各々の場合に、
記録／再生装置１８４は可能化信号に応答してラ
イン２０６のデジタルデータ及びタイムタグを磁
気テープに記録する。記録／再生装置の容量は磁
気テープの長さと、記録を行なう速度とによつて
決定される。

本発明の実施例においては、患者に除細動器が
植え込まれている場合に除細動パルスセンサ１７
２が使用されている。前記した様に、正常の
ECG信号は約１ミリボルトの大きさを有し、一
方除細動シヨツクは約10ボルトの大きさを有して
いる。除細動パルスセンサ１７２は胸部電極１６
２からECG信号を受け、そして除細動シヨツク
を付与したことにより生じるパルス振巾の甚しい
変動を感知する。この変動が生じると、除細動パ
ルスセンサは除細動感知（DS）信号をライン１
６５に発生する。このDS信号により、パルス周
波数変調（PFM）エンコーダはECG信号データ
の送信中には通常見られない様なコード、例えば
パルス繰返数が高いコードを送信せしめる。更
に、このDS信号は、胸部電極１６２からのECG
信号に関して前記した様にエンコードされ、送信
され、受信されそしてデコードされた後に、除細
動パルスデコーダ１６１によつて受け取られる。
この除細動パルスデコーダ１６１はDS信号を、
記録するべき事象として判断し、そしてそれに応
答してライン２２３に信号を発生して記録／再生
装置１８４を可能化し、且つライン２１０に信号
を発生して内部タイマ２１２がタイムタグを発生
する様にせしめる。

医師オフイス又は病院において医師又は訓練さ
れた助手により或る時点で記録／再生装置１８４
のテープが巻き戻されそして再生される。患者が
カセツトを郵送して彼の症状を判断してもらうこ
とができる様に医師及び病院には再生装置が備え
られるものとする。然し乍ら、便宜上、再生機能
は受信及び記録機能と一体化される。テープの情
報は再生デコーダ２１８を経て表示装置２１６へ
送られ、見てわかるフオーマツトでその情報を表
示しそしてそれを判断する。再生デコーダ２１８
はテープのデジタルデータを表示装置２１６の一
連の駆動信号へと変換する回路を備えている。再
生デコーダのこの回路は、記録／再生装置１８４
に記憶装置１９４の出力が記録された順序を考慮
に入れる様に選択される。

さて、第２図を参照して不整脈検出器１９２の
実施例を詳細に述べる。ライン１８８に現われる
ECG信号はＡ／Ｄコンバータ２１９を経て位相
固定ループ２２０へ送られる。この位相固定ルー
プの１つは米国、ニユージヤージ州、サモアブイ
ル、のRCA Corporation，Solid State
Divisionで製造されているRCA4046である。こ
の位相固定ループは増巾器２２２を含んでおり、
その出力は排他的オア回路網２２４の１方の入力
及び位相比較器２２６の１方の入力に接続され
る。電圧制御発振器（VCO）２２８の出力は排
他的オア回路網２２４の他方の入力及び位相比較
器２２６の他方の入力に接続される。VCO２２
８は外部キヤパシタＣ１、及び２つの外部抵抗
R1及びR2を必要とする。抵抗R1及びキヤパシタ
Ｃ１はVCO２２８の周波数レンジを決定し、そ
して抵抗R2はVCOに周波数ずれを持たせること
ができる様にする。排他的オア回路網の出力はノ
アゲート２３０の１方の入力に送られる。位相比
較器２２６からの位相パルスはノアゲート２３０
の他方の入力に送られる。ノアゲート２３０の出
力はダイオードＤ１及び抵抗R3の直列接続体を
通過してインバータ２３２の入力に送られる。キ
ヤパシタＣ２がインバータ２３２の入力と出力と
の間に接続されている。抵抗R4の１端はインバ
ータ２３２の入力に接続され、一方その他端は接
地されている。インバータ２３２の出力は抵抗
R5を通過した後インバータ２３４の入力に送ら
れる。インバータ２３４の出力はインバータ２３
６の入力及び３入力オアゲート２４４の１つの入
力に送られる。インバータ２３４の入力とインバ
ータ２３６の出力との間には抵抗R7が接続され
ている。直流6Vである電圧Vccが抵抗R6を経て
インバータ２３４の入力に与えられる。

位相比較器２２６の出力とVCO２２８の入力
との間には抵抗R8が接続されている。VCOの入
力はキヤパシタＣ３と抵抗R9との直列接続体を
介して接地されている。キヤパシタＣ３及び２つ
の抵抗R8及びR9は２極の低域フイルタを形成
し、これは周波数捕獲レンジ及び固定速度を改善
する。VCO２２８の入力と演算増巾器２３８の
＋入力との間には２つの直列抵抗R10及びR11が
接続される。演算増巾器２３８の＋入力はキヤパ
シタＣ５を経て接地されている。キヤパシタＣ４
の１端は抵抗R10とR11との直列接続点に接続さ
れ、そしてその他端は演算増巾器２３８の出力に
接続される。演算増巾器２３８の出力と−入力と
の間には抵抗R12が接続される。演算増巾器２３
８の出力は抵抗R15を経て演算増巾器２４０の＋
入力へ送られ且つ演算増巾器２４２の−入力にも
送られる。直流15Vである電圧V_DDが演算増巾器
２４０の−入力に印加される。演算増巾器２４０
の−入力は抵抗R14を経て接地される。演算増巾
器２４０の出力と＋入力との間には抵抗16が接続
されている。演算増巾器２４０の出力はオアゲー
ト２４４の第２入力へ送られる。直流15Vである
電圧V_DDが抵抗R17を経て演算増巾器２４２の＋
入力に印加される。又、演算増巾器２４２の＋入
力は抵抗R18を経て接地される。演算増巾器２４
２の出力と＋入力との間には抵抗R20が接続され
る。演算増巾器２４２の出力はオアゲート２４４
の第３入力に送られる。最後に、オアゲート２４
４の出力は検出信号としてライン２０８及び２１
０に現われる。

電圧V_CCによつてて付勢される位相固定ループ
は低電力のリニアVCO２２８及び２つの差動位
相比較器２２４，２２６より成り、これら比較器
は共通の信号入力増巾器２２２及び共通の比較入
力２２１を有している。VCOの出力は比較入力
２２１へ直結される。位相比較器２２４は排他的
オア回路網であり、典型的に三角形の位相−出力
応答を有している。信号入力に信号もノイズもな
ければ、位相比較器２２４の平均出力電圧は
V_CC／２である。位相比較器２２６は信号の縁で
制御されるメモリ回路網であり、これは信号入力
及び比較入力の先縁で作動する。この比較器はキ
ヤパシタＣ３及び抵抗R8、R9で形成された２極
の低域フイルタを介してVCOの入力電圧を常時
調整して、信号入力及び比較入力の周波数及び位
相を等しくする。信号入力がなければ、比較器２
２６を用いた位相固定ループ２２０はVCO２２
８をその最低の周波数に調整する。位相比較器２
２６の出力は３状態出力である。位相比較器の出
力が低域フイルタへ電流を流し又は供給している
ときは、位相パルスの出力が論理０である。３状
態出力が高インピーダンス状態にある時は位粗パ
ルスの出力が論理１である。

作動中、Ａ／Ｄコンバータ２１９の出力からの
ECG信号は位層固定ループ２２０の信号入力に
送られ、この位相固定ループはECG信号のQRS
パルスに応答する。位相固定ループは規則的な
QRSパルスに対して位相固定するが、不規則な
QRSパルスでは位相固定できない。ノアゲート
２３０の出力は位相固定ループ２２０が位相固定
された時に低レベルとなり、位相固定されない時
は高レベルとなる。インバータ２３２、キヤパシ
タＣ２、ダイオードＤ１、抵抗R3及びR4は積分
器２３１を形成する。この積分器２３１はノアゲ
ート２３０の出力を積分する。キヤパシタＣ２は
時間遅延を与え、一方抵抗R3及びR4はインバー
タ２３２の出力の立ち上がり時間及び下降時間を
調整する。インバータ２３４及び２３６並びに抵
抗R5乃至R7はシユミツトトリガ２３３を形成
し、これは２つのスイツチングスレツシユホール
ドを有し、その１方は接地付近であり且つ他方は
V_CC付近である。ライン２３５に現われるシユミ
ツトトリガの出力は位相固定ループ２２０が位相
固定された時は低レベルであり、位相固定されな
い時は高レベルである。

演算増巾器２３８、キヤパシタＣ４，Ｃ５、並
びに抵抗R10乃至R12は活性フイルタ２２９を形
成する。演算増巾器２４０並びに抵抗R15、R16
は比較器２３７を構成する。演算増巾器２４２並
びに抵抗R19，R20は比較器２３９を形成する。
電圧制御発振器の入力であるVCO入力はフイル
タ２２９に印加され、このフイルタは心臓の鼓動
速度に正比例した直流電圧を与える。フイルタ２
２９の出力は比較器２３７のパルス入力へ送られ
る。抵抗R13及びR14で形成された電圧分割器は
基準電圧を比較器２３７の−入力に与える。比較
器２３７の出力は鼓動速度が正常であれば低レベ
ルでありそして正常より速ければ高レベルとな
る。フイルタ２２９の出力は比較器２３９の−入
力にも送られる。抵抗R17及びR18により形成さ
れた電圧分割器は基準電圧を比較器２３９の＋入
力に与える。比較器２３９の出力は鼓動速度が正
であれば低レベルであり、正常より遅ければ高レ
ベルとなる。

オアゲート２４４の出力は、シユミツトトリガ
２３３及び比較器２３７，２３９からの全ての出
力が低レベルである時に低レベルとなり、上記出
力のいずれかが高レベルになると高レベルにな
る。オアゲート２４４の出力が高レベルである
と、ライン２０８に信号が与えられ記録／再生装
置１８４を可能化し且つライン２１０にも信号が
与えられてインターバルタイマ２１２がタイムタ
グを発生する様にせしめる。

以上の技術を考慮すれば本発明の多数の変更が
明らかとなろう。それ故、本発明の範囲内で、前
記以外のやり方でも本発明を実施できることを理
解されたい。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の好ましい実施例の詳細なブロ
ツク図、そして第２図は第１図の実施例に関連し
た不整脈検出器の実施例を示す図である。 １６０……第１ユニツト、１６２……胸部電
極、１６４……PFMエンコーダ、１６６……送
信器、１６８，１７６……アンテナ、１７０……
第２ユニツト、１７２……除細動パルスセンサ、
１７４……受信器、１６１……除細動パルスデコ
ーダ、１７８……PFMデコーダ、１８０……信
号検出器、１８２……タイマ、１８４……記録／
再生装置、１９０……Ａ／Ｄコンバータ、１９２
……不整脈検出器、１９４……記憶装置、１９６
……クロツク、２００……記憶アドレスカウン
タ、２１２……内部タイマ、２１６……表示装
置、２１８……再生デコーダ。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. １ 患者の心臓の活動に関する情報を記録するた
   めの装置において、患者に着用されるECG信号
   送信ユニツトと、患者から離れたところに配置さ
   れうるECG信号受信・処理ユニツトとを備えて
   おり、前記ECG信号送信ユニツトは、患者の心
   臓の電気的な活動を表すECG信号を発生する
   ECG信号発生手段と、前記ECG信号を患者から
   離れたところへ送信するための送信手段とを有し
   ており、前記ECG信号受信・処理ユニツトは、
   前記送信されてくるECG信号を受信する受信手
   段と、前記受信されたECG信号を順次一時的に
   記憶するための所定の記憶容量を有した先入れ先
   出し型の記憶手段と、前記受信されたECG信号
   から患者の心臓の活動に異常が生じていることを
   検出してそのことを指示する心臓異常検出信号を
   発生する心臓異常検出手段と、前記心臓異常検出
   信号に応答して前記記憶手段に記憶されたECG
   信号を読み出して、前記心臓異常検出信号の終わ
   りまで、その読み出されたECG信号を記録する
   ための記録手段とを有していることを特徴とする
   装置。