JP2520355B2 - オペアンプ出力回路を有する医療用刺激器 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 関連出願への相互参照 同時係属する米国特許出願第07/566,636号、発明の名
称:FieldDensity Clamp for sensing Cardiac Depolari
zations、出願人:Terrence R.Hudrlik、出願日:1990年1
0月８日及び米国特許出願第07/626,061号、発明の名称:
Electronic Capture Detection for aPacer、出願人:Te
rrence R.Hudrlik、出願日:1990年12月12日があり、こ
れらはいずれも本明細書にその全文を引用する。本出願
は、これらの引用された出願の両方についての一部継続
出願である。

発明の背景 この発明は電気的組識刺激器に関し、特に組識刺激器
出力回路とセンスアンプ回路に関する。

電気的人体組識刺激器、たとえば神経或いは筋肉の刺
激器或いは心臓ペースメーカー等は先行技術でよく知ら
れている。科学的好奇心のためや人体組識の種々の損傷
や病気の治療のため、バッテリ、コンデンサ、静電荷ジ
ェネレーター或いは交流発電機を使用して電気的エネル
ギーが人体に印加される。ライデンびんとそれらの使用
が皮下埋設可能な人体刺激器、特に心臓ペースメーカー
において今日でも続いているので、人体組識への電気的
エネルギーのコンデンサー放電インパルスが、治療上使
用されてきた。米国特許第3,057,356号で示されるよう
な初期の皮下埋設可能な心臓ペースメーカー及びそれに
続くペースメーカーは、小さく完全に皮下埋設可能なト
ランジスタ化されたバッテリ駆動のパルス発生器を含
み、これは心臓組識と直接接触する電極を有する柔軟な
リードに接続している。デマンド型心臓ペースメーカー
は伝統的に、全てが電源から電流を流すタイミング回路
と刺激的回路と分離した感知回路を採用している。その
ようなパルス発生器の刺激的回路は、伝統的に出力コン
デンサーを採用している定電流或いは定電圧出力回路を
含み、比較的高レベルのインピーダンスを通してバッテ
リ電位により充電され、そして組識の減極を刺激するた
めに、心筋組識と接触する電極を通して放電する。出力
コンデンサーは、一般的には連続する放電の間に再充電
される。

心筋の組識を通しての出力コンデンサーの放電は、組
識−電極インタフェースにおいての電気的平衡状態と組
識の内因性の双極子モーメントの減極の破裂の為に後作
用で生じる。後作用に基づくこれらの刺激の後弛緩は、
伝統的に「減極」と称され、刺激パルスの供給後にある
時間に渡って持続する電圧信号として、刺激電極に接続
する従来のペースメーカーセンスアップに現れる。従来
のペースメーカーでは、これらの後作用は綿密に追従の
間の或いは刺激パルスの供給によって引き起こされる心
臓の減極感知についてのペースメーカーの能力を妨害す
る。

刺激パルスの「減極」の後作用を減らすため、そして
同時に出力パルスの立ち下がりの後に刺激電極を通して
供給する急速再充電パルスによって出力コンデンサーを
再充電するための試みが、米国特許第4,476,868号、同
第4,406,286号、同第3,835,865号及び同第4,170,999号
に示されるように、種々の先行技術で行なわれていた。
しかしながら、出力コンデンサーを再充電するために単
に電極−組識インタフェースを介して通過する十分な電
流が、電極−組識システムを以前の電気的平衡状態に戻
すのに必要であるという訳ではない。また刺激パルスの
供給後の作用を減らすために、Bourgeois氏の米国特許
第4,498,478号に開示されるようにパルスの供給に続い
てパルスの供給に関係している電極だけをつなぐことに
よる技術や、Economides氏等の米国特許第4,811,738号
で開示されるように下限エネルギーパルスの列による技
術が提案されていた。

発明の開示 本発明の方法と装置は、人体組識の刺激と人体組識の
電気的体動を感知するために、界磁密度クランプオペア
ンプを使用する。それゆえに、人体組識、特に心筋組識
を刺激し、通常は刺激パルス及び／又は組識減極の間に
現われる電極／組識平衡状態の後パルス障害を減少させ
る一方で、減極のような所望の組識反応をもたらすのに
十分な能力がある刺激的パルス出力回路を供給すること
が本発明の目的である。

出力コンデンサーが不要で先行技術における減極作用
を補正或いは補償するための回路部品の複雑性を避け得
る、構造が簡単な刺激パルス発生器を供給することが、
本発明のなおいっそうの目的である。従来の出力コンデ
ンサーの削除が、定められた制御電圧を可変するだけで
任意の出力波形が刺激に敏感な組識に印加されるという
追加的効果を提供する。たとえば伸張したパルス波形、
傾斜した電圧波形、そして一定の電圧波形が、全て容易
に達成される得る。閾値超及び閾値下のパルスをも発生
供給できる。

刺激パルスの供給に密接に追従する組識減極を感知す
る能力と関連した刺激パルス波形の実行可能な可調性に
よっても、感知及び刺激的システムを供給がされる。こ
の点は、Hudrlik氏の上記米国特許出願第07/626,061号
に開示されている。本出願も、心臓組識を捕捉すること
における刺激パルスの結果をモニターして、そしてその
結果に応じて刺激パルスエネルギーを調整するペースメ
ーカーを開示する。

本発明はさらに、特に単腔或いは２腔心臓ページング
システムにおいて、刺激出力パルスの供給の間あるいは
それに続いて、ブランキングと不応間隔を供給する必要
を排除するか或いは減少させることをも目的とする。

本発明はさらに、例えば心臓ペースメーカーのよう
に、心臓の自然の減極を感知するためのセンスアンプ及
び人体組識刺激器の出力パルス発生器の両方のためのア
ンプを採用することをも目的とする。

本発明のこれらのと他の目的が、本発明の出力パルス
刺激回路により実現される。本発明の出力パルス刺激回
路は、第１と第２入力端子と出力端子を有するオペアン
プ、上記第１入力端子とオペアンプの出力端子の間に接
続するフィードバック抵抗器、オペアンプの第１入力端
子（負）に第１のリードによって仮想負荷抵抗を通して
接続する刺激すべき組識と接触させる第１の探針電極、
人体組識に結合するとともにオペアンプの第２入力端子
（正）に接続する第２の電極、そして、アンプへの第２
の入力に印加され得る規定電圧信号の信号源とからな
る。規定電圧信号がアンプの第２の入力に印加される
と、規定電圧がアンプが第１の入力に強制的に入力され
る。すなわち、アンプへの第１の入力は、フィードバッ
ク及び仮想負荷抵抗器を通して印加された電流によって
規定電圧に抑えられる。このフィードバック作用は、オ
ペアンプの第１の入力で規定電圧を再現させて保持す
る。そしてこの電圧が探針電極に印加されるが、これは
刺激パルスを含む。

本発明では、仮想負荷インピーダンスは、例えば100
オーム以下として、アンプへの低レベル入力インピーダ
ンスを供給するように選ばれる。仮想負荷インピーダン
スと組識−電極システムの容量及び抵抗特性は、規定電
圧信号の関数として探針電極に供給される電流を規定す
る。

仮想負荷インピーダンスは、上記引用された米国特許
出願第07/566,636号で開示されるように、アンプの感知
特性を可変するために調整され得る。刺激パルス特性
は、アンプの第２の入力に供給された規定電圧信号を調
整することによって及び仮想負荷とフィードバックイン
ピーダンスを調整することによって可変し得る。これら
のパラメーターを調整することによって、多種類の感知
と刺激特性が容易に得られ、装置を種々のタイプの電極
と共に使用できるようになる。

図面の簡単な説明 図１は、心臓とともにペースメーカーパルス発生器と
ペーシングリードの相互連結を示している模式図であ
る。

図２は、センスアンプとして使用する界磁密度クラン
プアンプを示している模式図である。

図３は、本発明のアンプが心臓ペースメーカーシステ
ムのためのセンスアンプと出力回路として使用された本
発明の第１実施例を示している模式図である。

図４は、図３で示された回路を採用している自動閾値
心臓ペースメーカーを示しているブロック図である。

図５は、図３で示された回路を採用している心臓のペ
ースメーカーの他の実施例を示しているブロック図であ
る。

図６は、実験室で計測された心電図自動記録装置の記
録と、刺激パルスによって誘発された減極の検知と関連
した図４のペースメーカーの作用を示す対応タイミング
のセットを示す図である。

好ましい実施例の詳細な説明 以下本発明の実施例を説明する。本実施例は、一例と
して徐脈を治療するためのVVI単腔ペースメーカーシス
テムについて開示するものであるが、本発明がこれに限
定されることはない。本発明の心筋の減極刺激と検知の
ための技術は、２腔ペースメーカー（DDD、VDD、DVI
等）、レート応答型ペースメーカー（単腔及び２腔）そ
して抗頻拍性不整脈装置などのペースメーカーと心臓刺
激器の他の形態のものにも適用できる。本発明では、他
の人体組識からの及び／または心筋の組識からの刺激か
らの信号の検知もなされ得る。例えば本発明の概念は、
他の器官と骨格筋システム及び／または患者の脈系を刺
激するための電気的刺激システムで採用され得る。

図１は、リードシステム12と心臓10に関する皮下埋設
されたペースメーカー14を示すものである。一般的には
ペースメーカー14は、胸部において胸郭の外側で患者に
皮下埋設される。ペーシングリード12は右心房から心臓
10の右心室へ通り抜けている。ペーシングリード12は心
臓にペーシングパルスを提供するため及び心臓組識の減
極から生じている電気信号をペースメーカー14へ伝える
ために使用される。

ペーシングリード12を使用するのに採用され得る２つ
の基本的感知構造がある。単極構造は、ペースメーカー
のケースからなる本体電極24に関係付けた先端電極22を
用いる。一般的には遠位の先端電極22と本体電極24の間
の間隔は、10〜30cmの間である。双極構造は、環状電極
21と先端電極22を用いる。一般的には先端電極22と環状
電極21は0.5〜3.0cmの間で一定の間隔をとって配置す
る。同様に２腔ペースメーカーでは、単極性及び／又は
双極感知のための電極が、心房或いは冠状静脈洞上或い
はそれらの中に位置する。

図２は、本発明と関連して使用するアンプを開示す
る。アンプのこの形態は、本明細書に引用したHudrlik
氏の上述した同時係属特許出願で述べられている。アン
プ38の能動回路が、その２つの入力を等しい電圧レベル
に保持しようとする。減極波面の通過が、電極22の近く
の電荷と界磁の分布を変える。この外乱は、その入力で
等しい電圧を保持するために、フィードバック抵抗器48
と仮想負荷抵抗器44を通して電流を供給しているアンプ
の能動回路に起因する。電極22に供給して、この電流
は、減極波面の通過前の作用における平衡状態の再確立
しかつ減極波面の発生信号を送る役目を果たす。

図２で示されるように、センスアンプは、本体電極24
に接続する非反転入力40を有するオペアンプ38と共に動
作する。反転入力42は、システムのための仮想負荷抵抗
をセットするために使用される可変抵抗器44を通して先
端電極22に接続する。この抵抗は好ましくは10〜1000オ
ームで、多くとも100オーム未満であり、一般的には５
平方ミリメートル以下の小さい表面積の電極と関連して
使用される。

本発明者は、本発明によるアンプを磨かれた白金探針
電極によってイヌの心臓に結合したときに、正常の洞調
律の間に示されたＲ波が、電極表面の１平方ミリメート
ルについておよそ0.5マイクロアンペアの仮想負荷を通
しての電流のための最大のデマンドを出すように定め
た。ピーク電流デマンドは、2.5マイクロアンペアの近
傍或いはそれ以下とすることが望ましく、これは、表面
積でおよそ２〜５平方ミリメートルの白金電極によって
達成できる。他の金属からなる電極については、異なる
電流特性となり、それゆえに異なる最適サイズ範囲を持
つ。直接心筋層と接触する電極は、一般的には１平方ミ
リメートルの表面積についてより大きいピーク電流を必
要とする。それゆえに、一般的には幾分小さい最適の表
面積を持つようにするか、過電流を迂回させるため電流
短絡回路を採用する。

アンプ38のフィードバック経路は、仮想負荷44とフィ
ードバック抵抗器48を通る電流に比例した伝送路39の上
の電圧信号Ｂを規定するフィードバック抵抗器48によっ
て与えられる。差動増幅器54は、任意に電極22、24の間
に電位差、即ち仮想負荷44に掛かる電圧を測定するため
に設けられている。この差動増幅器54の非反転入力50
が、先端電極22に接続され、本体電極24は、反転入力52
に接続される。差動増幅器54の電圧出力Ａは、仮想負荷
抵抗器44に掛かる電圧に比例する。

電圧測定Ａと電流測定Ｂは、心臓減極波面の通過で仮
想負荷を介して供給された電力を算定するために使用さ
れる。仮想負荷を通して供給される電力の測定に基づく
減極波面の通過検知は、本発明の感知に用いられ得る。
しかしながら、減極検出に電流信号Ｂだけを使用するこ
ともでき、以下の実施例ではこの信号だけを用いてい
る。

電力計算は、アナログ乗算器56によって実行され、ア
ナログ乗算器56は計算された電力に比例する電圧出力Ｃ
を供給するための出力レベルを計算する。電流信号Ｂ或
いは電力信号Ｃはスイッチ57を介して比較器58に伝えら
れる。比較器58は、電源46によって規定される選択入力
と閾値電圧VREFを比較する。もし電流信号Ｂ或いは電力
信号Ｃの選択されたほうが閾値電圧VREFを越えるなら
ば、比較器58は、伝送路32上にＶ感知検知信号VSDを発
生させる。

図３は、図２で示された界磁密度クランプアンプを採
用している結合入力／出力段の１つの実施例を示す模式
図である。オペアンプ100は、仮想負荷抵抗器104を通し
て探針電極22に接続する負の入力を有する。負荷抵抗器
104は、可変抵抗器として示されている。上述したHudrl
ik氏の米国特許第07/566,636号で開示されているよう
に、負荷抵抗器104を調整してセンスアンプとの同調を
とることができる。仮想負荷104のインピーダンスを減
少させることによって、電極22から離れている心臓組識
の信号の寄与が減少し、電極204の直近組識の相対的寄
与が増大する。本発明では、仮想負荷インピーダンス10
4のインピーダンスは、100オーム以下が望ましく、また
できるだけゼロに近いほうがよい。ペースメーカーの本
体全体或いはその一部からなる不関電極24が、可変抵抗
器134を通してオペアンプ100の正の入力に接続される。
フィードバック抵抗器102は、仮想負荷抵抗器104を介し
て供給される電流に比例したアンプ100の出力電圧を規
定する。アンプ100の心臓の減極感知作用は、上記図２
のアンプ38の作用及び上述したHudrlik氏の米国特許第0
7/566,636号に開示される作用に対応する。

アンプ100の出力は、差動増幅器106の入力に接続され
る。差動増幅器106は、可変抵抗器108によって制御され
る公知のゲイン調整可能段として作動する。オペアンプ
112は、可変抵抗器114によって供給される可変電圧によ
って調整され得るアンプ106のオフセットを制御する。
アナログ信号としての使用のためにもし所望であるなら
ばアンプ106の出力が、アンプ出力伝送路118に供給され
る。アンプ106の出力は、予め定められた感知限界値を
越えるアンプ106からの信号の発生を検出するための検
知ブロック116にも供給される。この限界値は単純な電
圧レベル閾値或いはコンボルーションベース閾値検出器
からの合成出力である。

検知ブロック116は種々の公知のペースメーカーで感
知閾値を確立するために使用された回路に対応し、従っ
て機能的に示してある。予め定められた閾値を越えるア
ンプ106からの出力信号に応じて、正或いは負の感知検
知信号（SD）が伝送路32上に発生させられる。ペーシン
グパルス自身の供給に応じて感知検知信号が発生しない
ようにするために、その後検知ブロックは、INH伝送路3
8の上の信号によってペーシングパルスの間及び続く数
ミリ秒間に渡り抑止される。もしアンプが以下に述べる
捕捉検知を遂行するために使用されていなければ、INH
伝送路38上の信号が、ペーシングパルス後の100ミリ秒
以下の時間に渡って持続する。これはペースメーカーの
多くの先行公知技術で使用されるデジタルブランキング
間隔に対応する。また、もしアンプ26が捕捉検知を遂行
するために使用されていれば、アンプ100が電極におけ
る平衡状態を回復するのに十分な長い時間、例えば５分
間に渡り、INH伝送路38上の信号が持続される。

刺激パルスを供給するためのオペアンプ100の使用
は、上述のように、アンプ100の正入力に予め定められ
た電圧を印加することによってなされる。オペアンプ12
4、130は、抵抗器120、122、126、128、132とともに、
伝送路47（VIN）につながるアンプ124の負入力に印加し
た電圧により、抵抗器134を通して調整可能な制御され
た電流を供給するように機能する。抵抗器134を通る電
流が、オペアンプ100の正入力に供給される電圧信号及
びオペアンプ102の反転入力を非反転入力に印加される
のと同一電圧にするフィードバック抵抗器102を通るト
リガ電流を規定する。この仮想ノード電圧（アンプ102
への反転入力における電圧）は心臓を刺激するために、
仮想負荷抵抗器104と探針電極22に印加される。

アンプ100へ供給される電圧信号の調整は、抵抗器13
2、抵抗器134の調整によって、或いはVIN伝送路に47よ
って供給される信号の変化によってなされる。一般に、
この図で示された出力回路は、同一電圧においてアンプ
100の入力を保持するのに十分な仮想負荷抵抗器104を通
して流れる電流を生じさせることによって生じるVIN伝
送路47上の電圧に反応する。

心臓の刺激に関しては、持続期間中の２ミリ秒以下の
平方波形信号を、一般に電極22に印加される電圧パルス
をトリガーするために、アンプ124の負入力に印加する
ことが考えられる。しかしながら、傾斜電圧波形、正弦
波電圧波形、或いは任意の電圧波形の信号も、アンプ10
0によって発生させた対応する電圧波形の信号とともに
アンプ124に供給される。矩形電圧パルス、傾斜電圧パ
ルス、正弦波電圧パルス、及び／又は他の任意電圧波形
パルスを発生させる回路が、刺激電流波形を規定するた
めに採用される。このような回路は周知であるので詳細
な説明は省略する。ほとんどのペーシングのために、ア
ンプ100によって電極22に印加される刺激パルスのエネ
ルギーレベルを増大させるために、増大されたパルス振
幅かパルス幅の単純な矩形電圧パルスがVIN伝送路47に
印加されることが考えられる。

上述のように、電極22への刺激パルスの供給に続い
て、アンプ100が、刺激パルスの供給に対応する「減
極」後続効果（刺激パルスの印加の後に電極間に現われ
る電圧）を減らすために、そして先の平衡状態に急速に
電極−組識システムを回復させるために、負荷抵抗器10
4を通して電流を配する。刺激的パルスの供給に続い
て、アンプ100は、すぐに（10ミリ秒以内）刺激的パル
スによって誘発された減極の発生の感知と心臓組識の自
己調律減極を感知するために使用される。

アンプ100が刺激パルスの供給の間に能動化されるの
で、刺激電流を示す電圧がその出力に現れる。そこで、
図示された回路が、電極−組識インタフェースに関係す
る特性及びペーシングリードの結合性を測定する実行手
段となる。電極22に供給される電流を示す信号が、アン
プ106で増幅されて伝送路118に供給されるならば、記録
及び分析回路に通される。同様に、アンプ100が、ペー
シングパルスの供給から引き続いて能動状態にあるの
で、刺激パルスのすぐ後に「減極」後続効果を減らすた
め仮想負荷抵抗器104を通る電流は、記録及び分析のた
めにアンプ106を通って伝送路118へも通される。刺激パ
ルスの供給後、初めの数ミリ秒間に電極22に供給される
電流は、電極22に隣接した組識の状態に関する情報或い
はその他の有用な情報を供給する。

もちろん感知された誘発減極と自己調律減極の波面
は、アンプ100の出力にも類似の電圧信号として生じ、
検知回路116を使用する減極の検知に使用され、また記
録されかつ検知された減極に関する電圧信号の振幅や幅
の測定、処理など公知の波形分析技術を用いて分析され
る。この分析の形態は、皮下埋設可能な頻拍性不整脈装
置についての本発明の使用と関連して特に価値があると
思われる。そこでは波形解析は、自己調律的に伝えられ
た減極波面と異常に伝えられた減極波面を見分けるため
に重要である。

図４は本発明を採用しているペースメーカーに含まれ
る主要な回路素子を示し、これらは供給された刺激パル
スが心臓を捕捉することに成功しているかどうかを発見
する。センスアンプ26は、先端電極22と本体電極24の間
に電気的心臓信号を感知するために接続してある。ペー
シングパルス波形ジェネレーター34はセンスアンプ26に
接続し、上述したような刺激パルス波形を規定する。

第２の界磁密度クランプセンスアンプ27は、環状電極
21（図１）とペースメーカー24に接続する。アンプ27は
図２で図示されたセンスアンプに対応し、上記引用され
たHudrlik氏の出願で開示されるような捕捉検知機能を
果たすために使用される。

センスアンプ26は、心臓の減極の発生を検出し、これ
に対応して伝送路32上にセンス検波信号（SD）を発生さ
せる。SD信号の発生が補充収縮間隔タイマー30をリセッ
トし、患者の心臓の根本的周期にペースメーカーを再同
期させる。もしいかなる心室減極も補充収縮間隔内で感
知されなければ、タイマー30は、補充収縮間隔の終了に
おいて伝送路29上に心室ペーシング信号を発生させる。
心室ペーシング信号（VP）は伝送路36を介してペーシン
グパルス波形ジェネレーター回路34に供給され、上述の
ような探針電極22に供給される電流を制御する予め定め
られた電圧信号の発生をトリガーする。一般的には、補
充収縮間隔タイマー30は、遠隔的に心搏間の所望の最大
時間間隔に対応する心室補充収縮間隔の持続期間を調整
するために、テレメトリーによってプログラムされる。

補充収縮間隔タイマー30によって発生させた伝送路36
上のVP信号は、伝送路49を介して電子捕捉検波タイマー
33に伝達される。VP信号は、その後捕捉検波時間ウィン
ドーを定義するタイマー33をリセットする。捕捉検波ウ
ィンドー（T2）の間にタイマー33は、ゲート41を使用可
能にする信号を伝送路43に供給する。捕捉検知ウィンド
ーの間のアンプ26或いはアンプ27からのSD信号の発生
が、伝送路37上のゲート41から捕捉検知信号（ECD）を
生じさせる。

典型的な現代のペースメーカーにおいては、ペーシン
グパルスの持続期間は、およそ１ミリ秒以下であり、そ
の後アンプ26は、数ミリ秒の範囲内での組識減極の感知
を十分に可能とするために、探針電極22に関する電極−
組識システムの電気的平衡を回復させる。環状電極と本
体電極へセンスアンプ27を接続した捕捉検知のために使
用された実施例では、捕捉検知ウィンドーは心室ペーシ
ングパルス後約10ミリ秒で始まり、そしてその後80〜10
0ミリ秒で終了する。

捕捉検知のためにアンプ26を採用している実施例で
は、対応する捕捉検知ウィンドーは、一般的には、先端
と本体電極の間で感知された誘発減極波形が、ペーシン
グパルス後すぐ（たとえば、ペーシングパルスの供給の
後５〜８ミリ秒）に生じるという事実を反映するために
幾分早く始まらなければならない。捕捉検知目的のため
のアンプ26の使用は、特に、捕捉がより低いパルス振幅
でなされ、アンプがペーシングパルス後におよそ５ミリ
秒以下で電極で平衡状態を回復できる場合に可能であ
る。捕捉を確実にもたらす最も低いエネルギーペーシン
グパルスを供給するというペースメーカーの作用が、こ
の結果をなすことに役立つ。

電子の捕捉検知ウィンドーのスタートへの心室ペーシ
ングパルスの終了からの時間間隔をT1とする。T1の終了
から捕捉検波ウィンドーT2が始まる。期間T1は、心室ペ
ーシングパルスの終わりから始まる。期間T1の持続期間
は短いものであるべきであり、界磁密度クランプセンス
アンプを採用しているシステムでは、５〜10ミリ秒が適
切な値であると実験は示唆する。期間T2の持続期間は、
ペースメーカーがトリガしたいかなる減極をも検知でき
るように十分長くなければならない。30〜100ミリ秒がT
2のために適切な持続期間であると実験は示唆する。

センスアンプ26が捕捉検波ウィンドーT2の間にSD信号
を発生させるとき、捕捉検波信号（ECD）が発生され
る。この捕捉検波信号は種々の態様で使用できるが、自
動閾値タイプペースメーカーについて説明する。この例
では捕捉検知信号ECDは、伝送路37によって自動閾値論
理回路35に伝えられる。自動閾値論理回路35は、リード
システムにパルス発生器34によって供給されるペーシン
グパルスのエネルギー量を制御する。ペーシングパルス
が供給され、いかなる捕捉検知信号も続かなければ、自
動閾値論理回路35は、ペーシングパルス波形ジェネレー
ター34によって規定される電圧信号の振幅或いは持続期
間を増大させるために、伝送路45上に制御信号を発生さ
せ、これに対応して電極22に供給される電流の振幅或い
は持続期間を増大させる。自動閾値論理回路35は、伸長
された期間に応じて規定電圧信号の振幅或いは持続期間
が減少することになり、全てのペーシングパルスが、心
臓を確実にペーシングするために要求される最小エネル
ギーの決定を可能とするために心臓を首尾よく捕捉す
る。自動閾値論理回路35は、心臓を捕捉するために、増
大されたエネルギーレベルにおいてすぐに補助的ペーシ
ングパルスをトリガすることによって、ペーシングパル
スの故障にも反応し、図６に示すように、捕捉がなされ
るまで増加しているエネルギーレベルパルスをトリガし
続ける。

パルス発生器34によって発生させれたペーシングパル
スのエネルギー量を調整する公知の装置例はは、Callag
han氏等の米国特許第4,858,610号、同米国特許第4,878,
497号、そして、DeCote氏の米国特許第4,729,376号に開
示されている。これらは全て本明細書に引用する。もち
ろん本発明では、これらの特許で開示された特定の回路
によるのではなく、アンプ26に供給された規定電圧信号
を可変することによって調整が行なわれるが、開示され
た一般的方法を採用することもできる。

捕捉検知ウィンドーの間の心臓の減極の検知か非検知
に応じて変わる他のペーシング機能が、Callaghan氏等
の米国特許第4,795,366号及びWittkampf氏の米国特許第
4,305,396号に開示されている。これらは本明細書に引
用する。

図５は、本発明を採用しているマイクロプロセッサを
用いたペースメーカーのブロック図である。電極22、2
4、界磁密度クランプアンプ26、ペーシングパルス波形
ジェネレーター34の構成、作用は図３、図４の実施例と
同様である。アンプ26は、ペースメーカータイミング論
理回路300への伝送路32に感知検知信号を供給する。記
憶と波形解析のために、FDCアンプ26内のオペアンプか
らのアナログ信号が、AD変換器306への伝送路118に供給
される。

ペースメーカータイミングと論理回路300は、心臓ペ
ーシング機能に関する間隔を制御するために、プロブラ
マブルディジタルカウンターとこれに対応する論理回路
を含む。最も重要なことは、ペースメーカータイミング
論理回路300が、図４で示される補充収縮間隔タイマ
ー、電子的捕捉検知ウィンドータイマー及び自動閾値論
理回路を含むことである。ペースメーカータイマー論理
回路300によって計られた個々の間隔は、アドレス／デ
ータバス302を介してマイクロプロセッサ308によって制
御される。SD伝送路32上の論理回路信号によって表され
る減極波面の検知に応じて、ペースメーカータイミング
論理回路300は、内部のペーシング補充収縮間隔タイマ
ーをリセットし、かつマイクロプロセッサ308の制御の
下で所望のその他のタイミング機能を初期化する。これ
らは捕捉検波ウィンドーT1、T2を含む。心室補充収縮間
隔の終了により、トリガ信号が伝送路304に発生され、
アドレス／データバス302を介してマイクロプロセッサ3
08によって規定されるように、伝送路47上の電圧波形を
供給するために、ペーシングパルス波形ジェネレーター
34をトリガする。例えば、電子的捕捉検知ウィンドーT2
の間におけるアンプ26の減極波面の検出不能がアドレス
／データバス302によってマイクロプロセッサ308に伝え
られ、マイクロプロセッサ308は、間隔T2の終了或いは
その後まもなく増大された振幅か持続期間を伴う第２の
ペーシングパルスの即時供給をスケジュールする。電子
的捕捉検知ウィンドーT2の間に感知された収縮の検知に
応じて、マイクロプロセッサ308は、ペースメーカータ
イミング論理回路300に次の心室ペーシング間隔を始め
るように指示する。同様に、上述した特許のいくつかに
おいて述べられているように、マイクロプロセッサ308
は、供給しているペーシングパルスが十分な安全率を持
つかどうか決めるために、出力パルスエネルギーレベル
の臨時の漸進的な減少を指定する。アンプ26からのアナ
ログ出力が、アドレス／データバス302を介してマイク
ロプロセッサ308の制御の下で作動するＡ−Ｄ変換器306
に供給される。この構成は、刺激パルスの発生の間に或
いはそれに続いて、そして自発的或いは誘発された心臓
の減極の検知に応じて、アンプ26からの出力を記憶でき
るようにする。例えば、ランダム・アクセスメモリ310
の一部が、DMA回路312の制御の下でアンプ26に記憶され
たデジタル化された出力に対する再循環バッファとな
る。例えば、デジタル化信号の前の200〜300ミリ秒がい
つも再循環バッファで示されるようになる。刺激パルス
の供給か減極波面の感知に応じて、マイクロプロセッサ
308は、100〜200のミリ秒間に渡り再循環バッファメモ
リを凍結し、それから後の分析のためにメモリ310内の
別の位置へバッファの内容を移す。この態様では、供給
された刺激パルスに対応している伝送路118上の信号波
形、その以前の平衡状態に電極−組識システムを回復す
るためにアンプ26の作用に対応している波形及び誘発或
いは自発的な減極波形は、曲線の当てはめ解析或いは他
の形態のデジタル波形解析に使用するために保持され
る。

図５で示された実施例はペースメーカーの形態をとる
ものであるが、信号の記憶と分析回路は、通常の伝導と
異所性の脈拍を見分けるために用いられる波形解析と共
に、上述のような皮下埋設可能な抗頻脈ペースメーカ
ー、皮下埋設可能な電気的除細動器或いは皮下埋設可能
な細動除去器に採用できる。上述の自動閾値ペースメー
カーにおける本発明の作用が、図６のトレース１〜６に
示されている。

トレース１は、伝送路118（図３）上のアンプ26の出
力における電圧信号に対応し、電極22に供給されるパル
スと心臓の減極を示すＲ波を示している。

トレース２は、環状電極21へ接続する反転入力とペー
スメーカーの本体電極24に接続する非反転入力を有する
図２中のアンプ38に対応するオペアンプの出力における
電力信号に対応する。トレース３は、伝送路32上のセン
スアンプ26（図５）の論理レベル出力を示し、それゆえ
に図示されたパルスが、図４で述べたSD信号に対応す
る。

トレース４は、伝送路39（図４）上のアンプ27の論理
レベル出力に対応し、同様に感知された心室減極の発生
を示す。

トレース５は、捕捉検知タイマー33（図５）からの伝
送路43上の信号に対応する。従ってトレース４の中の高
レベル論理信号が、捕捉検知ウィンドーT2の持続期間に
対応する。また供給するペーシングパルス62、63、72、
73、74とT2ウィンドーの間隔が、間隔T1に対応する。

トレース６は、心室ペーシングパルス波形ジェネレー
ター34（図５）の出力に対応する。供給されるペーシン
グパルスのエネルギーレベルは、パルスマーカーの高さ
に反映されている。ペーシングパルスの発生が、トレー
ス１〜５にまたがって伸びペーシングパルスの供給の間
におけるアンプ26（図４）の出力に対応する記入線62、
63、72、73、74に反映されているる。

第１の心臓波形60a、60bは、心臓の正常の洞減極に起
因する。トレース２上のSD信号61とトレース４上のSD信
号65はこの事象の検知を反映する。図５のペースメーカ
ーでは、この検出された減極が補充収縮間隔タイマー30
をリセットする。補充収縮間隔の終結でタイマー30は、
心室ペーシングパルスをトリガする心室ペーシング信号
を発生させる。

トレース５上の記入線62とペーシングパルスマーカー
69が、ペーシングパルスの供給を示す。その後トレース
５で67で表示されるように、捕捉検知ウィンドーT2が規
定される。ペーシングパルスが心臓を捕捉するには不十
分なエネルギーであるとき、いかなる減極も発生しな
い。この捕捉の不足は、62におけるペーシングパルスの
供給に続いてトレース４上にいかなるＶ−感知検知信号
も生じないという事実によって示される。

この例で、自動閾値論理回路35（図４）が別の心室ペ
ーシングパルスを発生させることが、記入線63によって
示される。トレース６でペーシングパルスマーカー70に
よって示されるように、このペーシングパルスの振幅が
増大されている。

この例では、トレース１、２上の減極波形64a、64bに
よって示されるように、第２のペーシングパルスが心臓
を捕捉している。トレース４でＶ−感知検知信号66によ
って示されるように、この心室減極は、63におけるペー
シングパルスの供給後の捕捉検知ウィンドー68の範囲内
で検出される。

減極波形71a、71bに関係するトレースが、72、73、74
において供給される一連の３つのペーシングパルスを示
す。最初の２つのペーシングパルスは、トレース４でＶ
−感知検知信号の不存在によって示されるように、心臓
を捕捉に失敗している。ペーシングパルスマーカー80、
81、82によって示されるように、ペーシングパルスエネ
ルギーは各パルスについて増やされる。Ｖ−感知検波信
号76によって示されるように、74において供給される第
３のパルスは、心臓を捕捉することに成功している。

図６で示した本発明の実施例は、捕捉検知のためにセ
ンスアンプ27を採用している。このため、Ｒ波検出器11
0（図４）はペーシングパルスの供給の間及びそのすぐ
後から抑制されるので、トレース３でペーシング脈拍に
続いてSD信号は示されない。しかしながらもしアンプ26
が捕捉検知に用いられているならば、ペーシングパルス
63、74に続いて、66、76におけるそれらに対応しかつAN
Dゲート41（図４）の出力に対応するSD信号がトレース
３に示される。

上記実施例はすべて減極感知及び刺激パルスの供給に
界磁密度クランプアンプを採用しているが、界磁密度ク
ランプアンプは、刺激電極に結合させる先行公知技術タ
イプのセンスアンプと関連させて刺激パルスを供給する
ために使用することもできる。これらの状況では、セン
スアンプのいくらかのブランキングが必要かもしれない
が、減極を刺激パルスに続いてすぐに感知できる状態に
電極−組識システムを戻す能力だけでなく、任意の波形
で電圧パルスを供給する能力は保持される。

また開示された実施例は心室ペースメーカーについて
のものであるが、本発明は心房ペースメーカーや２腔ペ
ースメーカーでも実施できる。同様に、本出願で開示さ
れたペースメーカーは徐脈処理用のペースメーカーであ
るが、本発明は、抗頻脈ペースメーカー、皮下埋設可能
な電気的除細動器或いは皮下埋設可能な細動除去器と関
連しても実施できる。また同様に本発明は、神経或いは
筋肉インパルスの感知によってトリガされた刺激パルス
の供給或いは従来のコンデンサー型の出力回路によって
容易になし得なかった任意の出力波形が望まれる神経刺
激器と関連して用いることもできる。

Claims (7)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】刺激すべき組識に近接して設ける第１の電
   極22、第２の電極24及び記第１、第２電極に接続するパ
   ルス発生器とからなる組識刺激装置であって、 上記パルスジェネレーターが、 第１、第２の入力及び出力を有しかつ該第１、第２の入
   力の電圧を同一に保持する手段100、102を含む能動回路
   26、 上記第１電極22と上記第１入力の間に接続する仮想負荷
   104、 上記第２入力に接続する第２電極、そして 上記第２入力に規定された波形の拍動性の電圧信号VIN
   を供給する電圧源手段34、とからなり、 上記電圧保持手段100、102が、上記仮想負荷と上記第１
   電極22を介して電気エネルギーを供給することによって
   上記第１と第２の入力の電圧を同一に保持する手段を含
   み、それによって、上記電圧源手段による拍動性の電圧
   信号VINの供給に応じて、電圧パルスが上記第１電極22
   に供給される。
2. 【請求項２】上記能動回路26が、上記仮想負荷を介して
   供給される電気的エネルギーに反応し、かつ予め定めた
   基準に一致する上記供給されたエネルギーに応じて上記
   出力信号SDを供給するモニター回路を含む請求項１の装
   置。
3. 【請求項３】上記モニター手段が、上記能動回路26の上
   記第２入力への上記拍動性の電圧信号VINの供給後に捕
   捉検知時間間隔を規定する手段35と、上記第１電極22に
   供給される上記電圧パルスが上記組識の刺激に成功した
   ことを示すために捕捉検知時間間隔の間に生じている上
   記出力信号SDに反応する手段41とを含む請求項２の装
   置。
4. 【請求項４】上記第１電極22が、心臓内への埋設或いは
   皮下埋設可能なものである請求項１ないし３のいずれか
   の装置。
5. 【請求項５】上記第１電極22が、５平方ミリメートル以
   下の表面積を有し、上記仮想負荷104が１、000オーム以
   下の抵抗を有する請求項１ないし３のいずれかの装置。
6. 【請求項６】上記能動回路26がアンプ出力と第１、第２
   アンプ入力を有するオペアンプ100を含み、 上記第１電極22が電気的に上記アンプ100の上記第１入
   力に接続し、 上記仮想負荷104が電気的に上記アンプ100の上記第１電
   極22と上記第１入力の間に接続し、 上記第２電極24が上記アンプ100の上記第２入力に接続
   する請求項１ないし５のいずれかの装置。
7. 【請求項７】刺激パルスの発生をトリガーするタイミン
   グ回路30をさらに含む請求項１ないし６のいずれかの装
   置。