JPH01212539A - 体内に植え込み可能な血液酸素センサとその使用方法 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 【産業上の利用分野］ この発明は植え込み可能な医用装置、特に血液の酸素含
有量を測定するために用いることができる植え込み可能
な医用センサに関する。有利な実施態様においては、こ
のセンサはレート応答型ペースメーカの植え込み可能な
ベースメーカリード線の中に埋め込まれた極小形の気密
封止容器の中に格納されている。

［従来の技術］ 血液の酸素含有量を測定するために植え込み可能なセン
サを用いることが従来から知られている゛：血液の酸□
素置有量の関数としてペースメーカのペーシング時間間
隔又は周波数を調節するために、かかるセンサをペース
メーカに組み合わせて使用することも従来から知られて
いる。アメリカ合衆国特許第４２０２３３９号明細書及
び同第４３９９８２０号明細書（以下８２、特許と呼ぶ
）を参照されたい、更に８２、特許に記載のように従来
から１発光ダイオード及び受光トランジスタすなわちホ
トトランジスタから作られた酸素センサを植え込み可能
な心臓ペーシングリード線の中へ組み込むことの利点が
認められで□いる。

残念ながら８２、特許に記載のリード線及びセンサを含
むペーシング装置は、その開発の時点では従来の技術に
おける重要な進歩であったけれど、′かかるページング
装置の病院での広範倒の使用をこれまで妨げてきた幾つ
かの問題をなお残している０例えば８２、特許の中に提
案されたペーシング装置の酸素センサを実現するために
用いられた発光ダイオードとホトトランジスタとはペー
シングリード線の中に埋め込まれているので有利である
が、これらの要素は真の気密封止を保証しないような方
法で埋め込まれ、少なくとも一つの環状の絶縁層３５が
設けられ１発光ダイオード３２とホトトランジスタ３７
とが置かれ別の意味で閉鎖された区域の中へは、この絶
縁層を通って体液がしみ込むおそれがある。更に発光ダ
イオードとホトトランジスタとが格納されているポケッ
トを作るために用いられた環状の要素、例えばガラスリ
ング３９及び金属の環状要素３１又は３１１　と３４又
は３４’　の寸法が比較的大きいので、ガラスリングは
リード線の直径とほぼ等しい直径を宥し、環状の金属要
素がガラスリングの全周に強固に溶接されなければなら
ない外径を有するとするので、漏れを生じてはならない
溶接部が比較的大きくなる。特にリード線が心臓又は身
体の内部で動くか又はたわむときに、リード線上に規則
的に加わる周期的な力が存在するので、このことは従来
の接台技術を用いては容易でない課題である。

こうして８２０＃許に提案されたセンサをリード線の中
に侵入するおそれのある体液から封止かつ保護するのは
困”□難であり、たとえ当初は封止されていても使甫す
るにつれて封止性が低下するおそれがあるので不利益で
ある。勿−リード線の内部にかかる体液が存在すること
によりＪ光学的特性、センサ装置の性能並びにペースメ
ーカの可能出力が急激に変化するおそれがある。更に８
２、特許の中に記載の装置は製造時間及び費用の二つの
点で非常に不経済である。それゆえにあ要なものは、ペ
ーシングリード線の中に容易に埋め込むことができかつ
リード線の寿命を通して−に封止されたままであるよう
な、更に経済的な密封センサである。

［発明が解決しようとする課題と解決するための手段］ この発明は、センサがさらされた体液例えば血液の酸素
含有量を光学的に検出する極小形化された゛植え込み可
能な医用センサを提供することを目的とする。完成され
た形でとのセンサは約０．３インチ（７，６２ｍｍ）の
長さと０．１インチ（２，５４ｍｍ）の直径とを有する
にすぎない。

このセンサは一つの発光ダイオード、少なくとも一つの
ホ））ランジスタ及び一つの抵抗器を備える経済的なハ
イブリッド固結を備え、これらの要素はハイブリ゛ツ□
ド基板上に取り付けられ、この基板は次にチタン製のセ
ンサ胴体上に取り付けられ、胴体と部品とはすべて円筒
形の筒の中に挿入されているので有利である。筒は１両
端に金属リングを融合されソニダ石灰ガラスから成る成
る長さの一本の方ラス筒から作られた組み立て体である
０円筒形の組み立て体の両端は□チタン製端末リングを
用いてチタン製の胴体に封止されている。

チタン製リングは、特定の温度で加熱することによりガ
ラス筒の壁に永久的に接合されており、この熱はチタン
とガラスとの間に永久的な化学的接合部を形成する。白
金製のフィードスルー端子はセンサ胴体の中のフィード
スルー孔を貫通し、ハイブリッド回路に電気的に接触す
るための手段を備える。これらのフィードスルー孔は高
アルミナ（一種のセラミック）フリットにより封止され
ている。封止されたセンサはペーシングリード線の中に
埋め込まれ、かかるリード線の遠い方の端部の近くに置
かれているので、リード線が患者の心臓の内部に植え込
まれたときにセンサも心臓の中に又は近くに置かれる。

フィードスルー端子をリード線の内部の適・切な導体に
接続することによリセンサとの電気的な接触が形成され
、この導体は心臓のペーシング／検出のために用いられ
る導体とすることができる。

動作時にセンサの発光ダイオードは有利な実施例では階
段状の電流パルスを供給される０発光ダイオードにこの
形式の知られた二つの電流レベルを供給することにより
、センサの部品又はリード線導体又は周囲温度の間に存
在する個々の変動にもかかわらず、使用された特定のセ
ンサの電圧−電流関係の意義のある解析が可能となる。

ベースメーカ又は類似の刺激装置と共に用いられるとき
に、こうしてこの発明は以下に述べる要素を備える体内
に植え込み可能なセンサとリード線とを提供する。植え
込み可能な刺激用リード線はその一方の端部にコネクタ
をまた他方の端部に電極手段を有する。リード線が体内
に植え込まれたときに電極手段は身体組織に電気的に接
触するための手段を備え、コネクタはリード線を所望の
刺激装置に電気的かつ物理的に連結するための手段を備
える。絶縁された第１の導体は電極手段に結合された遠
い方の端部とコネクタに結合された近い方の端部とを有
する。センサ手段はこれに隣接する体液の特定の特性を
定量的に検出するためにリード線の重要な部分を形成し
、センサ手段は特定の体液特性の関数として変化する出
力を発生するために駆動信号に応答する手段を備える。

センサ手段及びコネクタ間に駆動信号と出力信号とを伝
達するための手段が設けられる。

この発明はまた、解析されるべき所望の種類の有機物質
へ向けられる光パルスを放射するための発光ダイオード
手段を備え、前記光パルスがホトトランジスタ手段によ
り受け入れられ、前記有機物質の所望の特性は光パルス
の検出可能な少なくとも一つの特性が有機物質により影
響されるという方法に従って測定されるようになってい
る医用センサの使用方法を含み、この方法は次の段階す
なわち、（ａ）第１の時限中に第１の駆動電流により前
記発光ダイオード手段を励起し、（ｂ）前記第１の時限
の直後に続く第２の時限中に第２の駆動電流により前記
発光ダイオード手段を励起し、（ｃ）有機物質に接触す
る結果として起こる前記光パルスの中の変化を測定する
ために前記第１及び第２の時限中に前記ホ））ランジス
タ手段により受け入れられる光パルスを測定し、（ｄ）
有機物質の所望の特性を決定するために段階（ｃ）で確
認された変化量を処理するという段階から成る。

〔実施例］ 次にこの発明に基づく血液酸素センサの複数の実施例を
示す図面により、この発明の詳細な説明する。

以下の説明はこの発明を実施するための現在量も良いと
考えられているモードに関するものである。この説明は
制限の意味に受け取られるべきでなく、この発明の一般
的な原理を説明する目的のためだけに行われる。この発
明の範囲は特許請求の範囲に関連して確定されるべきで
ある。

この発明を図面を参照して説明するが１図面では同様な
部品には同様な符号が付けられている。

この発明を理解するためにこの技術分野において知られ
た形式の酸素センサの作動をまず理解するのが助けとな
るであろう、従って第１図に従来の技術による酸素セン
サの回路図が示されている。

センサは二つの発光ダイオード２０．２２を備え、これ
らの発光ダイオードは、ダイオード２０の７ノードがダ
イオード２２のカソードに結合され、またダイオード２
２の７ノードがダイオード２０のカソードに結合されて
、並列に接続されている。ホトトランジスタ２４は抵抗
２６に並列に結合され、ホトトランジスタ２４のコレク
タはダイオード２２の７ノード及びダイオード２ｏのカ
ソードと同じ接続点に結合されている。ダイオード２０
の７ノードとダイオード２２のカソードとから成る接続
点は入力端子２８を備え、またホトトランジスタ２４の
エミッタと抵抗２６の一端とはセンサの他の端子３０を
備える。　′動作時に二相の電圧パルスが端子２８と３
０との間に加えられる。この電圧パル′スは第１図にも
示され、＋Ｖｘの振幅番肴する足の部分を含む＝−ν２
の負の振幅を有する負の部分が次に続く。

二相電圧パルスの正の部分□により電流１１が発光ダイ
オード２０を通゛って流され、それにより光エネルギー
”Ｅ　ｌが発光ダイオード２０により放射される。光Ｅ
！は血液のような所望の体液３２に接触する。液３２の
特性に基づき光□エネルギーＥｌの一部がホトトランジ
スタ２４へ反射して戻される。他の図面と同様に第１図
には、ホトトランジスタへ反射して戻された光エネルギ
ーの部分が符号′Ｐ：２で示されている。こうして第１
１ｉｉｉｊで゛は、ホトトランジスタ２４を通って流れ
る電流の量Ｉ２が、ホトトランジスタ２４のベースへ入
射する光エネルギーＥ２の関数である。それゆえにホト
トランジスタ２４を通って流れない電流！１の差し引き
量が抵抗２６を通って流れる。この電流は符号Ｘ３で示
されている。こうして１１はＩ２＋Ｉ３に等しいことが
分かる。電流１２は光エネルギーＥ２の関数として変化
し、それにより抵抗２０を通って流れる電流の量Ｉ３に
影響を及ぼす、端子２８と３０との間に発生された電圧
（この電圧は発光ダイオード２０を横切る順電圧降下と
電流！３により生じる抵抗２６を横切る電圧降下との関
数である）は、こうしてホトトランジスタ２４に入射す
る反射光エネルギーＥ２の関数として変化する。従って
端子２８と３０との間の電圧を測定することにより液３
２の反射特性の示度を得ることができる。

電流！２により引き起こされる端子２８と３０との間の
電圧値の変化を測定するために、この電圧の中の他の変
些を測定から分離することが必要である。このことは一
般的に、二相電圧波形の負の部分の期間中に抵抗２６と
発光ダイオード２２とを通って電流Ｉ−”を流す□こと
により行われる。

波形のこの部分の期間中□にホトトランジスタ２４と″
発光ダイオー“ド２０とは共に逆にバイ゛アスを加えら
れ、それゆえに゛こ゛れらのデバイ□スのいずれを瘍っ
ても電流は流れ゛ない、Ｉ４の値は１１め値に近似して
選ばればいる′ので１発光ダイオード２０を横切る順電
耐降下が発光ダイオード２２゛を横切る順電圧降下とは
゛ぼ等しい、当業者により認められるように、′この技
術は発光ダイ蒼−ド２ｏと２２とがほぼうり合ってい“
るときだけ効果がある。更にこの方法はホトトランジス
タ２４と発光ダイオード２０と示逆はバイアスを加゛え
られたときこれらのデバイスを通って流れる漏れ電流が
無視できるということを仮定している。この：技術は二
相電圧波形が発生されなければならないという事実によ
り更に複雑となり、この波形は一般的に二つ以上の電圧
源を必要とするか、又は複雑なバイアス発生装置を必要
とする。更に第１図の構成は、反射された光エネルギー
Ｅ２を受け入れるためにただ一つのホトトランジスタ２
４を採用している。液・３２の反射特性の変化に対する
電流の感度は、もしホトトランジスタを追加して採用で
きれば非常に改善されるであろう、残念ながらかかる七
゛ンサの物理的な大きさを非常に小さく保つために、″
かかる装置は第１図に示すような四つの要素すなわち二
つの発光ダイオード、一つのホトトランジスタ及び―っ
の抵抗以外には使用できない。

これらの問題を克服するためにこの発明は第２図に示す
ようなセンサ４２を提供する。センサ４２は、第１のホ
トトランジスタ３４、第２のホトトランジスタ３６及び
抵抗Ｒ１から成る並列回路に、直列に接続された一つの
発光ダイオード３２を備える。第２図に示す構成は第１
図の構成と同様に四つの要素に制限され、それゆえに寸
法を非常に小さくできるので有利である。更に第２図の
構成はただ一つの発光ダイオード３２だけを用い番ので
、発光ダイオード３２を他の発光ダイオードにつり合わ
せる必要はない、第２図の回路の重要な利点は、一つで
はなく二つのホトトランジスタが採用されているという
ことである。各ホトトランジスタは反射された光エネル
ギーＥ２を受け入れることができ、それにより装置の感
度が著しく改善される。Ｊ２図の回路構成の他の利点は
、必要な電圧源が一つだけであり発光ダイオード３２が
階段状の電流パルスにより駆動されるということである
。電流パルスの第１の部分は発光ダイオード３２に光エ
ネルギーＥｌ　を放射させる駆動電流ＩＩ　を提供する
０階段状の電流パルスの第２の部分は電流工２を提供し
、この電流は実際上発光ダイオード３２の電圧−電流特
性曲線の湾曲点上に来るように選ばれている。すなわち
電流Ｉ２は、あったとしても非常に小さい発光エネルギ
ーＥ＋　Ｉ、かダイオード３２によって放射されないよ
うな低い値に選ばれている。

どちらの電流レベルでも、発生されかつ測定された電圧
がその電流レベルでのインピーダンスの示度を与える。

従って電流値ＩＩ　と電流値Ｉ２とで発生された電圧（
又は他のパラメータ）の間で差測定を行うことができ、
この差測定値は第３図に関連して説明するように種々の
方法で用いることができる。

第３図は第２ＶＩＪのセンサの電圧−電流関係を示す一
群の曲線を示す、第２図のセンサ４２の端子３８と４０
との間に発生される電圧の変化は、ホトトランジスタ３
４．３６により受け入れられた反射光エネルギーの量の
正確な測定を可能にする。従って電圧におけるこの変化
を測定することにより、第２図のセンサ４２は光エネル
ギーＥｌにさらされた液３２の反射特性に関する示度を
提供することができる０次にこの反射特性は液の酸素含
有量のような液３２の所望の特性に関連づけることがで
きる。この相関性はこの技術分野において知られ文献に
記載されている。

次に第４図には、第２図の酸素センサ４２が血液の反射
特性を検出するために用いられる方法を図示したブロッ
ク線図が示されている。第４図においてセンサ４２で示
された第２Ｖ４のセンサは、血液４４がセンサにより放
射された光エネルギーＥｌに接触できるような生体の部
位の内部に位置決めされている。一般的にセンサ４２は
肺から血液を送り返す静脈の内部又は心臓そのものの内
部に置かれている。センサ駆動回路４６はセンサ４２を
駆動するために必要な階段状の電流パルスを供給する。

同様にセンサ処理回路４８はセンサ端子３８と４０との
間に発生される電圧を測定する。適切なタイミング信号
５０がセンサ駆動回路４６とセンサ処理回路４８との間
で共用される。

更にセンサ４２の検出機能を他の事象と同期化するため
に、センサ駆動回路４６とセンサ処理回路４８とは一般
的にクロック信号５２とタイミング基準信号５４とをこ
れらの回路の外の位置から受ける０例えばセンサ４２が
植え込まれた心臓ペ−スーカと共に用いられるとき、ク
ロック信号５２はペースメーカの内部の回路から得られ
る。

同様に基準信号５４は一般的にＶパルス又はＲ波信号の
ような心臓の事象を示す信号であり、■パルスは心室が
ペーシングされたことを示しまたＲ波は心室の収縮が検
出されたことを示す。

植え込まれたレート応答型ペースメーカ５６と共にセン
サ４２を用いることが更に第５図に示されている。第５
図に示すように、センサ駆動回路４６とセンサ処理回路
４８とはペースメーカケースに内蔵され、このケースは
人体の内部に植え込むことが可能なように作られている
。レート応答型ペースメーカ５６に内蔵されているのは
従来のペースメーカ回路５８である。センサ駆動回路４
Ｂとセンサ処理回路４８とは前記の方法でペースメーカ
回路５８に結合されている。すなわちクロック信号５２
はＶ／Ｒ信号（Ｒ波が検出されたか又はＶ刺激パルスが
発生されたことを意味する）と同様にペースメーカ回路
５８からセンサ駆動回路４６及びセンサ処理回路４８へ
供給される。従来の二極ペースメーカコネクタ６２を経
てペースメーカケース５６へ接続されたペーシング用リ
ード線６０により、ペースメーカが導体７゜を通って遠
い方の先端の電極６６で心臓６４へ刺激パルスを伝える
ことができる。この同じ導体７０によりペースメーカ回
路が電極６６のそばで起・きる心臓の事象を検出するこ
とができる。センサ４２は、心臓６４の内部にセンサ４
２を置くように、遠い先端のそばの位置でペースメーカ
リード線６０の中に埋め込まれるのが有利である。更に
適当に心臓の内部に置かれたとき、リード線はセンサを
心臓の三尖弁を通る血液の通路の直前で血液にセンサを
直面させるという方法で曲げられる。センサ４２の端子
３８はリード線６０の別の導体６８に結合されている。

センサ４２の他の端子４０はリード線の内部で導体７０
に結合されている。センサ処理回路４８は、血液の反射
率特性を表す（従って血液の内部で検出される酸素量に
関連づけることができる）制御信号４９を発生する。こ
の制御信号４９はペースメーカ回路５８に与えられ、ペ
ースメーカ回路が刺激パルスを心臓へ伝えるときのレー
トの制御のために生理的なパラメータとして用いられる
。こうして第５図に示された構成は、ペースメーカのレ
ートがセンサ４２に接触する血液の検出された酸素含有
量の関数として変化するレート応答型ペースメーカを表
す。

次に第６Ａ図、第６Ｂ図及び第６Ｃ図を参照すれば、セ
ンサ駆動回路４６（第６Ａ図参照）とセンサ処理回路４
８（第６Ｂ図参照）との機能回路図が示されている。ま
た第６ＣＩｉＩＫは、第６Ａ図及び第６ＢｗＩの回路に
より用いられる種々の主要信号の間の相関関係を示すタ
イミング線図が示されている。第６Ａ図に示すように、
センサ駆動回路４６は（第１の電流！＾′を供給する）
第１の電流源７２と、（第２の電流ＩＢを供給する）第
２の電流源７４とを備える。電流源７４は第１のスイッ
チ７６によりセンサ４２の端子３８に接続されている。

電流源７２は他のスイッチ７８により開閉可能に電流源
７４に並列に接続されている。

スイッチ７６と７８はタイマロジック８０により発生さ
れる論理信号により制御される。第６Ａ図に示すように
、スイッチ７６．７８の制御入力端に加えられる高い論
理信号によりこれらのスイッチが閉じられる。タイマロ
ジック８０は、第６Ｃ図に示されているような関係を有
する適切なタイミング信号Ｔ１、Ｔ２、Ｔｓ　、３１，
３２及びＳ３を発生する。クロック信号５２と（ペース
メーカからのＶ／ＦＬ＠号とすることができる）リセッ
ト信号５４とは、入力信号としてタイマロジク８０へ供
給される。当業者によく知られたタイマロジック８０の
中の従来の回路装置が、第６Ｃ図に示す信号パターンを
発生するために用いられる。

第６Ｃ図に示すように、Ｖ／Ｒ信号５４はタイマロジッ
ク８０をリセットする。既に述べたようにＶ／Ｒ信号は
、心室がＶ刺激パルスによりペーシングされたか、又は
心室の本来の収縮を示しながらＲ波が検出されたことを
示す、どの事象においてもかかる事象の後に、心臓が不
応性となりペースメーカ回路が活動しない成る時限が存
在する。センサ４２が血液の酸素含有量を測定するため
にパルスを受けることができるのはこの時限中である。

こうしてＶ／Ｒ信号の後の所望の時間Ｔｗでサンプリン
グパルスｔｓが発生される。このサンプリングパルスｔ
ｓは更に第１の部分ｔ　、１と第２の部分ｔ２とに分割
される。サンプリングパルスｔｓの時間中はスイッチ７
６が閉じられ、それにより電流Ｉ８が電流源７４からセ
ンサ４２を通って流れることができる。更に時間ｔ２を
除くすべての時間中はスイッチ７８が閉じられ、それに
よりスイッチ７６が閉じられているときに電流■＾が電
流源７２からセンサ４２へ流れることができる。この動
作の究極の効果は、両電流Ｉ＾＋Ｉｅが時間ｔｉ中にセ
ンサ４２を流れ１時間上２中には電流Ｉ８だけがセンサ
４２を流れるということである。こうして所望の階段状
の電流パルスがセンサ４２に供給される。一般的にセン
サ４２の通電はＶ／Ｒ信号の約ｌＯないし２０ｍ５の後
に起こり（すなわちＴｖは約１０ないし２０ｍ５である
）、シかしながら異なる時間を用いることができること
が理解されるａｊｌ　とｔ２との幅は１２０ＩＬｓの程
度であり、それにより２４０ｐｇの全センサ測定時間が
与えられる。センサ４２に供給寄れる階段状電流が第６
１１１１に駆動電流Ｉｄ　として表されている。一般的
にＩ８は約０．３ｍａの値を有し、ＩＡは約０．９ｍａ
の値を有する（最大駆動電流は約１．２ｍａに等しい）
。

次に第６Ｂ図には、センサ処理回路４８の機能回路図が
示されている。センサ４２が働く時間ｔｓの各部分ｔ１
とｔ２中に、センサ４２を横切って発生される電圧を測
定するのがこの回路の機能である。このことはサンプリ
ングパルスＳｌ、Ｓ２の使用により遂行される。第６Ｃ
図に示されるように、サンプリングパルスＳｌは信号Ｔ
１の時間ｔｌの後半の部分中に起こり、サンプリングパ
ルスＳ２は信号Ｔ２の時間ｔ２の後半の部分中に起こる
。センサ４２を横切って発生される電圧ＶＳが測定の行
われる前に落ち着くことができるように、サンプリング
はこれらの各サンプリング時間の後半の部分のころに行
われる。

再び第６Ｂ図に示されるように、センサ処理回路４８は
センサ４２の端子３８をそれぞれスイッチ８２．８４を
経て増幅器８６．８８へ接続する。スイッチ８２は時間
ｔｉ中に閉じられ、スイッチ８４は時間ｔ２中に閉じら
れている。増幅器８６．８８の出力はそれぞれサンプル
アンドホールド回路９０．９２の入力端に送り込まれる
。サンプリング信号Ｓ１はサンプルアンドホールド回路
９０の動作を制御する。一方サンプリング信号Ｓ２はサ
ンプルアンドホールド回路９２の動作を制御する０両サ
ンプルアンドホールド回路９０．９２は、増幅器８６．
８８及びスイッチ８２．８４（及びスイッチ７６．７８
）と同様に、従来の設計のものである。入力端に現れる
電圧をサンプリング時間中に出力端に与えかつ保持する
のが、サンプルアンドホールド回路９０．９２の機能で
ある。

サンプルアンドホールド回路９０．９２の出力は従来の
差動増幅器又は加算回路９４へ与えられる。数ｍｓだけ
センサ４２の通電から遅れるサンプリング時間Ｓ３中に
、差動増幅器９４は両電圧の差を決定するために各サン
プルアンドホールド回路９０．９２により保持された二
つの電圧を入力として受ける。電圧におけるこの差は第
３図の一群の曲線の中に示された電圧の差ＡＶに相当し
、それゆえに特定の反射率値に関連づけることができる
。従って変換回路９６は、測定された反射率特性の定量
的な尺度を供給する制御信号４９を発生するために、こ
の差電圧を用いる。第５図に示すように、ペーシング時
間間隔を制御するために、この制御信号をレート応答型
ペースメーカ回路に与えることができるので有利である
。

有利な実施例では、レート応答型ペースメーカ回路５８
（第５図参照）はマイクロプロセッサを含む、従って変
換回路９６が適切なＡ−Ｄ変換技術を用いて提供され、
マイクロプロセッサの内部のサブルーチンがマイフィロ
プロセッサに与えられたデジタルの差電圧を特定の反射
率値に変換する０次にこの反射率値が、従来のレート応
答型ペースメーカ制御技術を用いながら、ペースメーカ
回路のペーシング時間間隔を調節するために用いられる
適切な制御電圧に変換される。

第６Ｂ図では、センサ処理回路４８の性能を最適化する
ために、増幅器８６．８８の利得を所望のように選択で
きることが示されている。各増幅器の利得は、所望の結
果を得るために、従来のプログラミング技術を用いて調
節できるプログラム可能なパラメータであるのが有利で
ある。増幅器の利得の変更を含めて植え込まれたデバイ
スの動作又は性能を変更するために、種々のパラメータ
をプログラミングすることの基本は、アメリカ合衆国特
許第４２３２８７９号明細書に記載されている。

次に第７Ａ図、第７Ｂ図及び第７Ｃ図には、それぞれセ
ンサ胴体１００の斜視図、軸方向断面図及び端面図が示
されている。第７Ａ図に示すように、センサ胴体１００
は円筒形の部材を備え、その中央部分は平らな部分１０
２を提供するように削り取られ、この平らな部分上には
以下に説明するようなセンサ回路装置を取り付けること
ができる。胴体１００の各端部の周方向の突出部１０１
．１０３はへこんだ端部１０５を画成する。これらの突
出部は後に説明するように、チタン製リング１４４．１
４６を溶接できる−様な厚さの溶接面を提供するので有
利である。孔１０４がセンサ胴体１００の一方の端部を
貫いて平らな部分１０２まで達し、同様に別の孔１０６
がセンサ胴体１００の他の部分を貫いて平らな部分１０
２にまで達する。長い孔１０８は平らな部分１０２の下
方でセンサ胴体１００の全長を貫く。

有利な実施例ではセンサ胴体はチタンから作られている
。胴体は約０．３インチ（７，６２ｍｍ）の長さと約０
．１インチ（２，５４ｍｍ）の直径とを有する。

第８Ａ図と第８Ｂ図とに示されるように、センサ回路装
置はセラミック基板１１０上に取り付けられている。第
８Ａ図はセラミック基板の平面図を示し、第８Ｂ図はそ
の側面図を示す、セラミック基板１１０は従来の技術を
用いて基板上に被覆されエツチングされた導電性の領域
（金属の層）を有する。第８Ａ図に示すように、（ハツ
チングの異なる形式により区別された）三つの導電性の
領域が存在し、基板１１０上に置かれたこれらの領域は
相互に電気的に絶縁されている。第１の導電性領域は導
体路１１３を経て基板の一方の端部１１２を中央領域１
１４に接続する。第２の導電性領域は基板１１０の他方
の端部１１６を基板の前縁１１８に接続する。最後に第
３の導電性領域は導体路１２３により第１のパッド域１
２０を第２のパッド域１２２に接続する０発光ダイオー
ド３２の７ノード（第２図参照）は従来の方法で導電性
のポリマーを用いながら中央のパッド又は導電性領域１
１４に接合されている。（第１１図及び第１２図に示す
導電性の反射器１５０をまず領域１１４に接合し、次い
で発光ダイオード３２の７ノードを反射器１５０に接合
することができる。しかしながら明瞭にするためにこの
反射器１５０は第８Ａ図で省略されている。）同様にホ
トトランジスタ３４のコレクタがパッド１２０に接合さ
れ、ホトトランジスタ３６のコレクタがパッド１２２に
接合されている。これらの接合は共融物による接合技術
のような市場で入手できる接合方法を用いて行われる。

適切な値の薄膜抵抗Ｒ１は、パッド域１１４と基板の端
部１１６との間を電気的に結合するように、従来の方法
でセラミック基板１１０上に被覆されるか又は他の方法
で設けられる。有利な実施例では抵抗Ｒ１は約５０００
の値を有する。第１のボンディング線１２４がホトトラ
ンジスタ３４のエミッタと前縁の導電性領域１１６との
間に接続される。同様に他のボンディング線１２６がホ
トトランジスタ３６のエミッタと領域１１８とを接続す
る。最後に更に別のボンディング線１２８が、パッド１
２０をパッド１２２へ接続する導体路１２３へ発光ダイ
オード３２のカソードを接続する。従来のハイブリット
回路の装着及びボンディング技術が２発光ダイオードと
ホトトランジスタとをセラミック基板１１０上の所望の
位置に接合し、ボンディング線１２４，１２６．１２８
を所望の位置に接続するために用いられる。

第７図に戻り、センサ胴体１００の短い孔１０４．１０
６はフィードスルー線１３２゜１３４（第９図参照）を
センサ端部１０５から中央の平らな部分１０２へ通すた
めの手段を提供する。フィードスルー線１３２，１３４
は有利な実施例では０．００５インチ（０，１７２ｍｍ
）の直径の８０７２０白金イリジウム線から作られてい
る。白金イリジウム材料は非常に安定で移動又は酸化の
傾向が無いということが従来の技術において判明してい
る。白金イリジウムと回路上に印刷された金との接触は
十分に信頼性が高い。

高Ａｌ２Ｏ３フリットは各線の相応の長さにわたって前
もって形成され、フリットで覆われた線が孔１０４．１
０６の中に挿入される。モしてセンサ胴体とフリットと
は、フィードスルー線１３２．１３４が通過する孔１０
４，１０６の中で気密の生体に適した安定な封止を形成
するのに適合した温度と期間で加熱される。

センサ胴体１・００がフィードスルー線１３２．１３．
４を孔１０４．１０８の中に挿入封止された後に、セン
サ胴体は第８図のハイブリッド組み立て体に組み合わさ
れ、第９Ａ図及び第９Ｂ図に示すようなセンサ胴体組み
立て体１３０を形成する。セラミック基板１１０の底面
はセンサ胴体の平らな部分１０２に接合されている。フ
ィードスルー線１３２，１３４はそれぞれ曲げられ、セ
ラミック基板１１０の端部のパッド１１２．１１６に溶
接される。こうしてビン１３２，１３４は。

基板１１０上に置かれたセンサ回路と電気的に接触する
ための手段を提供する。ビンすなわちフィードスルー線
１３２は第２図の端子３８に電気的に相応し、ビンすな
わちフィードスルー線１３４は第２図の端子４０に電気
的に相応する。

第１０Ａ図にはセンサレンズ組み立て体１４０の分解配
列側面図が示されている。どの組み立て体は二つの端末
リング１４４．１４６に取り付けられるガラス筒１４２
を備える。第１０Ｂ図はセンサレンズ組み立て体１４０
を組み立てられた状態で示す、（端末リング１４４の外
径上の）突出部１４５と（端末リング１４６の外径上の
）突出部１４７とがガラス筒１４２の端部に当接するま
で、端末リング１４４．１４６がガラス筒１４２の各端
部で所望の位置に滑動挿入される。そして端末リング１
４４．１４６をガラス筒に永久的に接合するために、ガ
ラス筒１４２の各端部に熱が加えられる。この熱は金属
性のリング１４４．１４６を誘導加熱することにより加
えられる。

約７００°Ｃの温度が３０ないし６０秒間この目的のた
めに用いられる。この熱量を加えることによりガラス筒
は第１０Ｂ図に符号１４９で示すように僅かに変形され
る。

有利な実施例においてガラス筒１４２はソーダ石灰ガラ
スである。この種の材料は、チタン端末リングとガラス
筒との間の非常に密な化学的接合を形成するために前記
のように熱を加えられたときに、チタン端末リング１４
４．１４６と化学的に反応するので有利である。

封止が高信頼性で形成されるために幾つかの条件が満た
されなければならない、二つの材料の熱膨張係数は００
当たり数ｐｐｍ以内でつり合っていなければならない、
壁厚特に金属リングのそれは小さくなければならない（
金属リングの場合には０．００２インチ（０，０５ｍｍ
））−ガラスと金属との間の環状の隙間は−様でかつ小
さくなければならない、ガラスが加熱される温度は融点
に達することなく軟化点を超えなければならない、この
温度は、室温に近い正常の寸法に回復したとき、ガラス
の中にせいぜい僅かな引張り残留応力しか無いように制
御されなければならない。

次に第１１図には、セラミック組み立て体１３０上の発
光ダイオード３２の周囲及び／又は下に挿入されるよう
に設計された反射器１５０の未成形状態の平面図が示さ
れている０反射器は標準の露光及び化学的エツチング手
段により加工される０反射器は次に続く作用で工具と型
とにより適切な形に成形される０反射器１５０の大きい
翼は線１５２に沿って折り曲げられ、反射器１５０の短
い突出部は線１５４に沿って折り曲げられる。折り曲げ
られた反射器組み立て体は有利な実施例では組み立て時
に発光ダイオード３２の下に置かれる０反射器は黄銅又
はチタンのような導電性材料から作られている。定めら
れた位置に置かれると反射器は発光ダイオード３２をパ
ッド１１４に電気的に接続する。接着は銀入すエポキシ
樹脂又はポリイミド樹脂のような導電性の接着剤を用い
て行われる０反射器は二つの目的を果たす、すなわち（
１）反射器は血液中に放射される光を増し、さもないと
光の一部は直接レンズに当たらない、（２）反射器は血
液に干渉することなく発光ダイオードからホトトランジ
スタへ直接伝わる光の量を低減する。

次に第１２図には完成されたセンサ組み立て体４２の軸
方向断面図が示されている。この組み立て体はセンサレ
ンズ組み立て体１４０を備え、センサレンズ組み立て体
の中にハイブリッドセンサ組み立て体１３０が挿入され
ている。チタン製のセンサ胴体１００は従来のレーザ溶
接技術を用いてチタン端末リング１４４．１４６にレー
ザ溶接される一、センサ胴体の端部は、レーザ溶接工程
を簡単化しこの工程の不合格率を減少するように設計さ
れている。突出部１０１，１０３はレンズ組み立て体の
金属リングに溶接するために−様な薄い表面を形成する
端部を提供する。リングと胴体との間の環状の空間は１
０００分の数インチ（約０．１ｍｍ）より小さく保たれ
ている。このことはレンズ組み立て体の真直度の公差を
厳密に守ることを要求する。溶接された突出部とリング
とは次の利点を与える０両金属片が薄いので溶接工程の
ために用いられるレーザエネルギーを低下できる。リン
グと突出部とが同様な厚さであるので溶接部は丈夫であ
る。突出部が一定の壁厚であるので用いられるレーザ出
力密度が一様にできる。更に、強力なレーザビームと壊
れやすい部品例えばフィードスルーガラス及び電子部品
との間の間隔を増加する。

−たびこの溶接が完了されると、ハイブリッドセンサ組
み立て体１３０はセンサ組み立て体の中に完全に封止さ
れる。一般的に封止の気密性は少なくとも１気圧で１０
−８ｃｃ空気／秒で試験される。しかしながらたとえこ
のように封止されても、第２図ないし第６図に関連して
先に説明したように、適切な駆動信号又は電圧測定信号
をフィードスルービン１３２，１３４に加えることによ
りセンサ回路は容易に機能できる０発光ダイオード３２
により放射された光は反射器１５０によりソーダ石灰ガ
ラスセンサ壁１４２を通して上に向けられているので有
利である。そして同様にこの光の反射がレンズ１４２を
通ってホトトランジスタ３４．３６へ戻ることができる
。こうして第１２図に示すセンサは所望の測定系を内部
に組み込まれ、センサがさらされた体液の反射特性を検
出するために患者の中に植え込むことができる。

有利な実施例ではセンサは血液（体液）による光の反射
率の分光測光的解析を利用する。この原理はこの技術分
野において文献に記載されており、反射率が酸素飽和に
関係することが判明している。すなわち血液全体の酸素
飽和が、反射された光の光学的強さを解析することによ
り評価できる０本明細書の目的に対してはこのことは、
６６０ｎｍの波長でホトトランジスタ３４．３６に入射
する光反射率の度合が混合された静脈血酸素（ＭＶＯ２
）濃度の関数であるということを意味する。高ＭＶＯ２
濃度は多くの光をホトトランジスタに反射し、一方低Ｍ
　Ｖ　０２濃度は反射が少ない、大ざっばに１８％の反
射率は血液の中の最高可能なＭ　Ｖ　Ｏ２濃度に対して
起こることが測定されている。こめ反射率値はＭ　Ｖ　
Ｏ２濃度が□変化□するにつれて０％まで変化する。（
第３図では１００％と付記された曲線が可能な最大反射
率に対応する。）更にセンサ信号振幅は反射された光の
強さに正比例する。

既に述べたように有利な実施例では、センサ４２は第１
３Ａ図に示すよ゛うにペーシングリード線６０の中に埋
め込まれてい□る。ペーシングリード線６０は、その全
長の大部分を貫通しているニーつの導体６８．７０を有
する二腔のペーシングリード線とするのが有利である。

これらの導体は、一般に螺旋形に巻かれた導線により実
現される従来の形式のものとすることができる。ペーシ
ングリード線６０の二腔の部分の断面図が第１３Ｂ図に
示されている・ 二腔のペーシングリード線が第１３Ａ図及び第１３Ｂ図
に示されているが、同軸形のペーシングリード線をリー
ド線として採用することもでき、従来の抜き出し技術を
二つの同軸導体を分離するために使用できるので、導体
を第１３Ａ図に示すようにセンサに連結できる。実際上
かかる従来の抜き出し技術は、従来の同軸二極コネクタ
をペースメーカコネクタ６２に連結するために、第１３
Ａ図には示されていないリード線６０の近い方の端部の
そばで使われている。

第１３Ａ図では、フィードスルーピン１３２が従来のク
リンプコネクタ１６２を用いて導体６８に接続されてい
る。クリンプコネクタ１６２と導体６８とのために選ば
れた材料は、腐食を促進する直流電位を生じるべきでな
い、有利な実施例では白金イリジウムとステンレス鋼と
が丈夫な腐食しない接合を提供する。ステンレス鋼注射
針から作られチタン製センサ胴体１００と接触する筒部
分上に薄いポリイミドのコーティングをかぶせられた細
管１６４が、センサの下側の孔１０８に貫挿される。（
ポリイミドは市販されている絶縁材料である。）ポリイ
ミドコーティングの目的はチタン製のセンサ胴体１００
から細管１６４を絶縁することである。（かかる絶縁は
随意であるが。

大きい電流の刺激パルスがリード線導体７０を通るとき
、センサ胴体１００が電極として働くのを防止するため
に有利であると考えられる。）螺旋形に巻かれた導体７
０は細管の両端部で従来の方法により細管１６４に接続
される。有利な実施例では細管１６４は、螺旋形に巻か
れた導体７０と同じ材料から作られる。フィードスルー
端子１３４は細管１６４に接触するために曲げ下げられ
、従来のレーザ溶接又は他の接合技術を用いて細管に溶
接又は接合される。エポキシ樹脂が端末リング１４４，
１４６の突出した部分の間の空間に充填され、組み立て
体全体の封止を補強する。

ポリウレタン又は他の適切な材料から成る薄い層１６６
が、センサの置かれているリード線に沿ったリード線６
０の成る長さを覆う、（この薄い層１６６は、多くのペ
ーシングリード線に共通して行われるように、リード線
の長さの大部分を覆うこともできる。）このコーティン
グは、り一ド線の外側本体を形成するシリコーンゴムの
チューブ１６８に追加される。ポリウレタン層１６６は
発光ダイオード３２により放射される光エネルギー（光
は６６０ｎｍの波長を有する）に対しほぼ透明である。

ポリウレタンコーティングは光伝播のための透明な媒体
と組織成長を最小限にする良性のコーティングとを与え
、それにより光エネルギーが通過しなければならない「
窓」を比較的清潔に保つ。

第１３図に示した形式のペースメーカリード線を製作組
み立てる方法はこの技術分野において知られている。リ
ード線６０が従来のペーシングリード線と主として異な
る点は、センサ４２の使用と導体７０がセンサ胴体１０
０を貫通する方法とである。

第１３Ａ図のペースメーカリード線の回路図が第１４図
に示され、そこではペースメーカ５６が２導体リード線
を取り付けられている。第１の導体１８０はセンサ４２
の入力端子１３２に取り付けられている。第２の導体１
９０はセンサを貫通し、先端の電極１７０とセンサ４２
の出力端子１３４とに取り付けられている。

付加的な実施例として、センサ４２を二極ペーシングリ
ード線に組み込むこともできるということに注意すべき
マある。もし二極のペーシングが採用されると、それぞ
れ二極リード線の先端電極とリング電極とに電気的に接
触するために、二つの導体がセンサのそばを通過する必
要がある。もし分離された付加的な導体がセンサを接触
するために用いられるならば、（センサ４２がリード線
の遠い方の先端近くに埋め込まれていると仮定すれば）
二極の導体の本体はその中に三つの導体を有しなければ
ならない。このような結果を達成するための一つの可能
な構成は、第１５Ａ図に断面図で第１５Ｂ図に回路図で
示された形式の三腔リード線であり、この場合には第１
の導体１８０、第２の導体１８２及び第３の導体１８４
がシリコーンゴム１８６に包み込まれ、シリコーンゴム
はポリウレタンの薄い層１８８により覆われている。こ
うして第１５図の三腔リード線の実施例に対して、チタ
ンセンサ胴体１００（第７１ｍ参照）は胴体の下半部を
貫通する二つの長い孔１０８を有する。

別の可能な構成は第１６Ａ図の断面図に示すような二腔
のペーシングリード線であり、第１６Ｂ図の回路図に相
当する。第１６Ａ図及び第１６Ｂ図はそれぞれ第１５Ａ
図及び第１５Ｂ図に類似しているが、第１６Ａ図の下側
の腔は同軸の導体１９０．１９２を含み、導体１９０は
小さい直径の螺旋形であって導体１９２の大きい螺旋形
の内側にあり、これらの導体は従来の絶縁材料１９３に
より相互に絶縁されている。第１６Ｂ図に示すように、
同軸の導体の内側の導体１９０は先端の電極１７０とセ
ンサ出力端１３４とに通じる。外側の導体１９２は二極
リード線のリング電極１７２に通じる。

チタンセンサ胴体１００自体は電気的な導体であるとい
うことを指摘しなければならない、従ってこの胴体それ
自体又は胴体に隣接する部分は、二極モードにおけるリ
ング電極として機能することができる、変形室として、
（遠い方の先端電極又はリング電極に到達するために、
又はセンサ４２の帰路のピン１３４に接触するために）
センサ組み立て体を通る導体路の一つをチタン製胴体１
００とすることができる。この方法に従えば、リード線
の中の一つの導体はセンサ胴体１００の近い方の端部に
固定され、この導体の延長はセンサ胴体１００の遠い方
の端部に取り付けられる。

この方法は第１７図に回路図を示されており、そこでは
ペースメーカ５６が３導体リード線を取り付けられてい
る。第１の導体１９４はセンサ４２の入力端子１３２に
取り付けられている。第２の導体１９６はセンサを貫通
し、先端の電極１７０並びにセンサ４２の出力端子１３
４に取り付けられている。（もし所望ならば、端子１３
４の取り付けをセンサ４２の内部で行うことができる。

）第３の導体１９８はチタン製胴体１００の近い方の端
に電気的に取り付けられている。リング電極１７２はチ
タン製胴体１００の遠い方の端に取り付けられている。

　　　　・ 第１７図の構成は、単極又は二極の作動モードのいずれ
でペーシングするためにも使用できるので有利である。

単極作動中には、信号又は電位はペースメーカ５６の内
部で導体１９４又は１９８には加えられない、むしろ負
のペーシングパルスが導体１９６に加えられ、ペースメ
ーカ５６の内部の正電位が従来の方法でペースメーカ５
６の容器に加えられる。こうして遠い方の先端電極１７
０は単極で陰極としてペーシングする。センサ４２の作
動中には、所望のセンサ駆動信号が導体１９４に加えら
れ、ペースメーカ５６の内部の負の電位が導体１９６に
加えられる。ペースメーカ５６の容器は浮かせることが
できる・（どの電位にも接続されていない）、こうして
電流はセンサだけを通り、先端電極１７０を通って流れ
ることはない。

二極のペーシング動作中には信号又は電位は導体１９４
には加えられない、負のペーシングパルスが導体１９６
に加えられ、ペースメーカ５６の内部の正電圧が導体１
９８に接続され、この正電圧は導電性のチタン製センサ
胴体１００を経由してリング電極１７２に電気的に接続
される。この負電圧はセンサ４２の出力端子１３４にも
現れるが、しかしセンサ４２は浮いているので（信号が
入力端子１３２に接続されていない）％この電圧は害を
与えない、センサ４２の作動中にはセンサ駆動信号が導
体１９４に加えられ、ペースメーカ５６の内部の負の電
位が導体１９６に加えられる。ペースメーカ５６の容器
は浮いている。こうして電流はセンサだけを通り、先端
の電極１７０を通って流れることはない。

第１８図には、ペーシングリード線が二つの導体２００
．２０２だけを含む二極ペーシングリード線構成で用い
られるこの発明の更に別の実施例が示されている。阻止
ダイオード２０４がセンサ回路に付は加えられている。

この方法に従えば、リード線の内導体はセンサ作動中に
用いられる。

導体２００は駆動信号を送るためにセンサ４２の入力端
子１３２に接続され、導体２０２は帰路としてセンサ４
２の出力端子１３４に接続されている。同様に内導体は
従来の二極のペーシング／検出中に用いられる・、導体
２００はダイオード２０４を経て先端の電極１７０に接
続され、導体２０２はリング電極１７２に接続されてい
る。センサ４２の作動中はセンサ駆動信号が導体２００
に加えられ、負電圧が導体２０２に加えられ、負電圧は
ダイオードに逆バイアスを掛けるので電流はセンサだけ
を通り、先端の電極１７０を通って流れる９とはない、
こうしてリード線の内部の内導体は二つの機能のために
用いられる。この実施例は、ペーシングリード線の先端
電極／リング電極が作動しているときにはセンサ４２が
作動しないということを想定している。幸いにも第５図
及び第６図に関連して既に説明したように、不応期間中
はペースメーカは作動せず、従ってセンサ４２はこの不
応期間中に作動することができる。

第１７図の構成と同様に、第１８図の構成は単極又は二
極作動モードのいずれでもペーシングするために使用で
きるので有利である。単極のペーシングは、導体２０２
を浮かせ導体２００に負のペーシングパルスを加えペー
スメーカの正電位をペースメーカ５６の容器に接続する
ことにより達成される。二極のペーシングは、導体２０
０に負のペーシングパルスを加えペースメーカ容器を浮
かせ正電位を導体２０２に接続することにより達成され
る。センサの作動は、センサ駆動信号を導体２００に加
えペースメーカ５６の負電位を導体２０２に接続しペー
スメーカの容器を浮かせることにより達成される。第１
８図に示された構成のこれら各動作に対するこれらの接
続は表１にまとめられている。

表１ 導体　　二極　　　　　単極　　　　　０２表１にまと
められた種々の接続を実施するためにペースメーカ５６
の内部で必要な代表的な切り換え回路装置は、例えばア
メリカ合衆国特許出願第８９１３５４２号明細書（１９
８６年８月１３日出願）、名称「プログラム可能な構成
を有するぺ−７、メ−：？ｊ　（ＰＡＣＥＭＡＫＥＲＨ
ＡＶＩＮＧ　ＰＲＯＧＲＡＭＭＡＢＬＥＣＯＮＦＩＧＵ
ＲＡＴＩＯＮ　）　Ｊ　ニ詳述されているように構成で
きる。

第１８図による構成において既に述べた動作は、理想的
な阻止ダイオード２０４を前提とする。実際には順方向
にダイオード２０４を横切る電圧降下が存在し、また逆
方向に漏れ電流が流れる。しかしながらダイオード２０
４の特性を適切に選択することにより、この「現実」の
パラメータにより引き起こされる有害な影響を最小限に
するか又は消すことができる。

阻止ダイオード２０４をなくすことができれば、それに
より含まれる部品の数が減る。しかしながらもしダイオ
ード２０４が取り去られると、センサ駆動信号が電位的
に心臓を刺激するおそれがある。しかしながら既に説明
したように、センサ駆動信号は心臓の不応期間に同期化
されているのでこのことは発生しない、これは不応期間
中は心臓が刺激される状態にないためである。

第１９図は組み立て工程のセンサ処理樹形図を示す、主
な工程は次のとおりである。

融合された筒−リング組み立て体２０５はガラス筒と二
つのチタン端末封止リングとを備え、ここで加工された
封止は気密でなけらばならず、チタン製のセンサ胴体上
に良好に適合し、またそれらから酸素が除去されていな
ければならない、白金イリジウムのフィードスルー線と
チタン製のセンサ胴体とは、フィードスルー線２０６を
備えたチタン製胴体が作られるように加熱され、ここで
前記フィードスルー線は気密であり絶縁されかつレーザ
溶接に耐えることができなければならない、完全なハイ
ブリッド組み立て体２０７はハイブリッド基板、一つの
発光ダイオード、二つのホトトランジスタ、一つの抵抗
及び反射器から成る０組み立てられたハイブリッドは従
来のハイブリッド研究室品質管理要求、レーザ溶接、長
期間老化及び負荷中の衝撃に合格しなければならない、
ハイブリッド−胴体組み立て体２０８は、ハイブリッド
基板をチタン製センサ胴体へ接合しフィードスルー線を
ハイブリッド基板へ溶接することにより形成される０組
み立てられたハイブリッド−胴体組み立て体２０８はレ
ーザ溶接、熱エージング及び衝撃に合格しなければなら
ない。

センサに気密な封止を与えるために、ハイブリッド−胴
体組み立て体２０８は融合された筒−リング組み立て体
２０５の中に滑り込ませて装着され、気密なセンサ２０
９が作られるようにレーザ溶接され、ガラス上に最小限
の残留応力だけが存在しハイブリッドには影響せず、チ
タン−ガラス筒がチタン製胴体と共に気密なシールを形
成するようにされる。最後に近い方の白金イリジウムフ
ィードスルー線が導体の近い方の部分にクリンプ接続さ
れる。他方のフィードスルー線は遠い方の側で細管に溶
接される。エポキシ樹脂が端末リングの突出した部分の
間に注入される。でき上がったセンサー筒組み立て体２
１０はリード線コイルへの信頼性の高い接続と絶縁を提
供しなければならず、また高電位絶縁試験に合格しなけ
ればならない。

センサ４２の発光ダイオード３２は有利な実施例では、
市場で入手可能な発光ダイオードチップ例えば信越半導
体（株）から購入できる形番ＵＲＤＡ−３５Ｅである。

ホトトランジスタ３４．３６は同様に市販されている部
品例えばシーメンス（Ｓｉｅ層ｅｎｓ　）社から購入で
きる形番Ｆ５０Ｂである。同等のデバイスが他の多数の
メーカから購入できる。既に述べたように、血液の酸素
飽和は特定の波長（６６０ｎｍ）で反射された光の光学
的な強さを解析することにより評価される。

以上に説明したように、人体の中に植え込むために用い
られるペーシングリード線の内部に有利に埋め込むこと
ができ気密に封止されたセンサが開示された。センサが
さらされる血液の反射特性を検出するために、またペー
スメーカの正常な動作への干渉を避けるために、ペーシ
ングリード線がペースメーカによって用いられていない
時間中にセンサを働かせることができる。これらの検出
された反射特性は次に血液の酸素含有量の示度を提供す
る。そしてこの情報が処理され、ペースメーカのペーシ
ング時間間隔を適切な方法に調節するために、レート応
答型ベースメーカにより利用される。

ここで説明したこの発明は特定の実施例とその適用に関
連して説明されたけれど、当業者には特許請求の範囲に
記載のこの発明の趣旨と範囲から逸脱することなく多く
の変形及び修正を行うことが容易である０例えばセンサ
は心臓の一つの室の中に置かれるとして説明されている
けれども、センサは（成る目的のために）心臓の他の室
の中に又は監視されるべき体液にさらされるような他の
場所に置くこともできる。同様にセンサがペーシングリ
ード線の中に取り付けられる方法、用いられるペーシン
グリード線の形式及びセンサとの電気的な接触方法に関
して多くの変形が可能である。従ってこの発明の真の範
囲は特許請求の範囲に基づき決定されるべきである。

【図面の簡単な説明】

第１図は従来の酸素センサの回路図、第２図はこの発明
に基づく酸素センサの一実施例の回路図、第３図は第２
図に示すセンサの電圧−電流関係を示す一群の曲線をグ
ラフで示した図、第４図は第２図に示すセンサの駆動回
路及び処理回路を含むブロック線図、第５図は第２図に
示すセンサをレート応答型ベースメーカのペーシングリ
ード線に埋め込んだ場合のブロック線図、第６Ａ図は第
４図に示すセンサ駆動回路の回路図、第６Ｂ図は第４図
に示すセンサ処理回路の回路図、第６Ｃ図は第５図、第
６Ａ図及び第６Ｂ図に示す回路で用いられる種々な主要
信号の時間関係をグラフで示した図、第７Ａ図、第７Ｂ
図及び第７Ｃ図はそれぞれ第２図に示すセンサの胴体の
一実施例の斜視図、軸方向断面図及び端面図、第８Ａ図
及び第８Ｂ図はそれぞれ第２図に示すセンサを実現する
ハイブリッド回路の平面図及び側面図、第９Ａ図及び第
９Ｂ図はそれぞれ第７図に示すセンサ胴体と第８図に示
すハイブリッド回路との組み立て体の軸方向断面図及び
端面図、第１０Ａ図及び第１０Ｂ図はそれぞれガラス筒
−リング組み立て体の分解配列断面図及び組み立て断面
図、第１１図は第８図に示す反射器の展開図、第１２図
は第９図に示す組み立て体と第１０図に示す組み立て体
とにより気密に完成されたセンサ組み立て体の軸方向断
面図、第１３Ａ図は第１２図に示すセンサ組み立て体を
埋め込んだ二腔ペーシングリード線の軸方向断面図、第
１３Ｂ図は第１３Ａ図に示すリード線の切断線１３Ｂ−
１３Ｂによる断面図、第１４図は第１３図に示す装置の
回路図、第１５Ａ図は二極ペーシングリード線の一実施
例の横断面図、第１５Ｂ図は第１５Ａ図のリード線を用
いた場合の回路図、第１８Ａ図は二極ペーシングリード
線の別の実施例の横断面図、第１６Ｂ図は第１６Ａ図の
リード線を用いた場合の回路図、第１７図は第１５Ａ図
のリード線を用いた場合の第１５Ｂ図とは異なる回路図
、第１８図は第１３Ｂ図のリード線を用い二極ペーシン
グを行う場合の回路図、第１９図は第１２図に示すセン
サ組み立て体の１組み立て工程を示す樹形図である。 ３２・・・発光ダイオード ３４．３６・・・ホトトランジスタ ３８．４０・・・端子 ４２・・・センサ ４４・・・血液 ４６・・・センサ駆動回路 ４８・・・センサ処理回路 ５６…ペースメーカケース ５８・・・ペースメーカ回路 ６０・・・リード線 ６２・・・コネクタ ６４・・・心臓 ６６・・・先端電極 ６８．７０．１８０，１８２，１８４，１９０゜１９２
・・・導体 ８０・・・タイマロジック １００・・・センサ胴体 １１０・・・基板 １３２．１３４・・・フィードスルー線１４２・・・ガ
ラス筒 １４４．１４６・・・金属リング １５０・・・反射器 １７１．１７２・・・リング電極 Ｉ＋、Ｉ２・・・階段状の電流パルス Ｒ１・・・抵抗 ｔｌ・・・第１の時限 ｔ２・・・第２の時限 図面の浄書 ＣＬＫ瀦−鵬一謂尚鴨釉・・・ 手続補正書（ＦＦ劃 １．事件の表示　　特願昭６３−２５３６１５２、発明
の名称　　体内に植え込み可能な血液酸素センサとその
使用方法　　゛ ３、補正をする者 事件との関係　　特許出願人 住　所　ドイツ連邦共和国ベルリン及ミュンヘン（番地
なし） 名　称　シーメンス、アクチェンゲゼルシャフト４、代
理人＠１１２

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）一方の端部にコネクタをまた他方の端部に電極手段
   を有する植え込み可能な刺激用リード線と、電極手段に
   結合された遠い方の端部とコネクタに結合された近い方
   の端部とを有する絶縁された第１の導体と、センサ手段
   に隣接する体液の所定の特性を定量的に検出するために
   リード線の重要な部分を形成するセンサ手段と、センサ
   手段及びコネクタ間に駆動信号と出力信号とを伝達する
   ための手段 と、前記センサ手段を気密に封止するための手段とを備
   え、電極手段はリード線が体内に植え込まれたときに身
   体組織に電気的に接触するための手段を備え、コネクタ
   は所望の刺激装置に電気的かつ物理的にリード線を連結
   するための手段を備え、センサ手段は体液の特定の特性
   の関数として変化する出力信号を発生するために駆動信
   号に応答する手段を備えることを特徴とする体内に植え
   込み可能なセンサとリード線。 ２）前記センサ手段が、前記駆動信号に応答して前記体
   液の中へ測定信号を放射するための手段と、体液により
   前記センサへ反射して戻される前記測定信号の一部を受
   け入れるための手段とを備え、前記センサへ反射して戻
   される測定信号の部分が前記体液の特定の特性に比例す
   ることを特徴とする請求項１記載のセンサとリード線。 ３）前記放射手段が光信号を放射するための手段を備え
   、前記受け入れ手段が、体液により前記センサの中へ反
   射して戻される前記光信号の一部を受け入れるための手
   段を備えることを特徴とする請求項２記載のセンサとリ
   ード線。 ４）前記光信号を放射する手段が発光ダイオードから成
   り、前記光信号を受け入れる手段が少なくとも一つの感
   光性半導体デバイスから成り、前記発光ダイオードと前
   記感光性デバイスとが前記リード線の中に埋め込まれた
   ハウジングの中に密封されていることを特徴とする請求
   項３記載のセンサとリード線。 ５）前記駆動信号が、第１の時限中に第１の電流により
   前記発光ダイオードを励起し、また前記第１の時限の直
   後に続く第２の時限中に第２の電流により前記発光ダイ
   オードを励起する階段状の電流パルスから成ることを特
   徴とする請求項４記載のセンサとリード線。 ６）前記発光ダイオードが、センサへ反射して戻される
   光信号の量を体液の酸素含有量の関数として変化させる
   ような特性を有する光信号を放射することを特徴とする
   請求項４記載のセンサとリード線。 ７）前記感光性半導体デバイスが少なくとも二つのホト
   トランジスタから成り、各ホトトランジスタが基板上に
   取り付けられ、前記発光ダイオードも前記基板上に取り
   付けられ、前記基板は更に特定の抵抗値を提供するため
   に基板上に置かれた抵抗器手段を有し、前記基板は、前
   記ホトトランジスタと前記抵抗器手段とを並列回路に接
   続し、前記発光ダイオードを前記並列回路に直列に接続
   するための接続手段を基板上に有し、前記基板とこの基
   板上に取り付けられた部品とは前記ハウジングの中に気
   密に封止され、前記ハウジングは、前記発光ダイオード
   により放射される光信号と前記一対のホトトランジスタ
   により受け入れられる光信号とを前記封止されたハウジ
   ングへ出入できるようにする窓手段を有し、前記封止さ
   れたハウジングは更に前記基板上の接続手段に電気的に
   接触するためのフィードスルー手段を有し、前記封止さ
   れたハウジングが前記リード線の内部に埋め込まれるこ
   とを特徴とする請求項４記載のセンサとリード線。 ８）前記気密に封止されたハウジングがソーダ石灰ガラ
   スから作られた中空の筒を備え、前記ハウジングが更に
   前記中空の筒の各端部へ挿入されたチタン製の金属リン
   グを備え、前記金属リングがこの金属リングを気密に貫
   通する前記フィードスルー手段を有し、前記金属リング
   が１気圧で少なくとも１０＾−＾８ｃｃ空気／秒の気密
   な封止を形成するように前記中空の筒の縁の周囲に封止
   接合され、前記金属リングと中空なソーダ石灰ガラス筒
   の縁との間の封止された接合部が、チタンとソーダ石灰
   ガラスとの間に形成された化学的な接合部であることを
   特徴とする請求項７記載のセンサとリード線。 ９）更に一つのダイオードと第２の導体とを備え、前記
   第１の導体の前記近い方の端部が前記ダイオードを経て
   前記第１の導体の前記遠い方の端部に結合され、前記近
   い方の端部が前記センサへ前記駆動信号を伝達するため
   の前記手段に電気的に接合され、前記第２の導体が、前
   記第２の導体の遠い方の端部の近くに置かれたリング電
   極と前記ハウジングの前記フィードスルー手段とに電気
   的に接続されていることを特徴とする請求項７記載のセ
   ンサとリード線。 １０）前記駆動信号を前記センサ手段へ伝達するための
   前記手段が、近い方の端部で前記コネクタに結合され遠
   い方の端部で前記ハウジングのフィードスルー手段へ結
   合された第２の導体を備えることを特徴とする請求項７
   記載のセンサとリード線。 １１）前記ハウジングのフィードスルー手段が更に前記
   第１の導体へ結合されていることを特徴とする請求項１
   ０記載のセンサとリード 線。 １２）前記リード線が更に前記第１及び第２の導体から
   電気的に絶縁された第３の導体を備 え、前記第３の導体が前記リード線の遠い方の端部の近
   くに置かれたリング電極に電気的に接続されていること
   を特徴とする請求項 １０記載のセンサとリード線。 １３）前記第３の導体が前記センサ手段と電気的に接触
   することなく前記センサ手段の一部を貫通することを特
   徴とする請求項１２記載センサとリード線。 １４）前記第３の導体が前記センサ手段に電気的に接触
   することを特徴とする請求項１２記載のセンサとリード
   線。 １５）前記第１の導体と第３の導体とが前記リード線の
   内部で同軸に配置されていることを特徴とする請求項１
   ２記載のセンサとリード 線。 １６）前記リード線がリング電極と先端電極とを有する
   二極リード線から成り、前記ハウジングの前記フィード
   スルー手段が第１及び第２のフィードスルー端子を備え
   、更に前記第１及び第２の導体のうちの一方の導体が前
   記 第１のフィードスルー端子に電気的に接続され、前記第
   １及び第２の導体のうちの他方の導体が前記第２のフィ
   ードスルー端子に電気的に接続されていることを特徴と
   する請求項１０記載のセンサとリード線。 １７）前記第１及び第２の導体が前記リード線の内部に
   同軸に配置されていることを特徴とする請求項１６記載
   のセンサとリード線。 １８）前記リード線が更に前記第１及び第２の導体から
   電気的に絶縁された第３の導体を備 え、前記第３の導体が前記ハウジングの近い方の端部に
   接続され、前記ハウジングの胴体がリング電極としても
   利用されることを特徴とする請求項１０記載のセンサと
   リード線。 １８）植え込み可能なレート応答型ペーシング装置と共
   に用いられる植え込み可能な酸素センサにおいて、前記
   ペーシング装置が、タイミング信号を発生しかつペーシ
   ング時間間隔を決定するためのタイミング手段と、前記
   ペーシング時間間隔内の適当な時間に刺激パルスを発生
   するためのパルス発生器と、パルス発生器から所望の身
   体位置へ刺激パルスを伝えるためのリード線手段とを備
   え、前記タイミング手段が、前記酸素センサにより検出
   された血液の酸素含有量の関数として前記ペーシング装
   置のペーシング時間間隔を自動的に調節するための制御
   回路を備え、前記植え込み可能な酸素センサが、血液の
   酸素含有量に影響される種類の測定信号を前記血液の中
   へ放射するために駆動信号に応答する手段と、測定信号
   が前記血液の中に放射され血液の酸素含有量により影響
   された後に前記測定信号を受け入れるための手段と、前
   記駆動信号を発生するための制御手段と、受け入れられ
   た測定信号を処理し前記血液の酸素含有量を指示する出
   力信号を発生するための前記受け入れ手段に結合された
   処理手段とを備えることを特徴とする植え込み可能な酸
   素センサ。 ２０）前記放射手段と受け入れ手段とが気密に封止され
   植え込み可能な容器の内部に格納されていることを特徴
   とする請求項１９記載の酸素センサ。 ２１）前記制御手段と処理手段とがレート応答型ペース
   メーカの内部に設けられ、更に前記 ペースメーカの内部の制御手段及び処理手段と、前記セ
   ンサの気密に封止された容器内部の放射手段及び受け入
   れ手段との間で、信号を送るための手段を備えることを
   特徴とする請求項２０記載の酸素センサ。 ２２）前記処理手段の出力信号が前記タイミング手段の
   制御回路に結合され、前記出力信号 は、前記制御手段が血液の検出された酸素含有量の関数
   として前記ペースメーカのペーシング時間間隔を調節す
   るための根拠を提供することを特徴とする請求項２１記
   載の酸素センサ。 ２３）前記放射手段及び受け入れ手段を格納する前記容
   器が、前記ペースメーカの前記リード線手段に内蔵され
   ていることを特徴とする請求項２２記載の酸素センサ。 ２４）前記放射手段が、血液の酸素含有量の関数として
   センサへ反射して戻されるような特性を有する光信号を
   放射する発光ダイオードから成り、更に受け入れ手段が
   少なくとも二つのホトトランジスタを備え、各ホトトラ
   ンジスタが基板上に取り付けられ、発光ダイオードも前
   記基板上に取り付けられ、前記基板は更に特定の抵抗値
   を提供するために基板上に置かれた抵抗器手段を有し、
   前記基板は、前記ホトトランジスタと前記抵抗器手段と
   を並列回路に接続し、かつ前記発光ダイオードを前記並
   列回路に直列に接続するための接続手段を備え、前記基
   板とこの基板上に取り付けられた部品とが前記容器の中
   に気密に封止され、前記容器は前記発光ダイオードによ
   り放射される光信号と前記一対のホトトランジスタによ
   り受け入れられる光信号とを前記容器へ出入させること
   ができる窓手段を有し、前記容器が前記基板に電気的に
   接触するためのフィードスルー手段を有することを特徴
   とする請求項２３記載の酸素センサ。 ２５）体液を含めて医用センサが埋め込まれた身体組織
   に関連する所望のパラメータを検出するために用いられ
   る気密に封止され植え込み可能な医用センサにおいて、
   前記センサが、封止された窓手段を有する中空の筒と、
   前記筒に挿入された基板と、駆動信号に応答してあらか
   じめ定められた周波数域の光を放射するために前記基板
   上に取り付けられた発光ダイオード手段と、前記窓手段
   を通して受け入れられるあらかじめ定められた周波数域
   の光を受け入れかつ前記窓手段を通して受け入れられる
   光の少なくとも一つのパラメータの関数として変化する
   特性を有する出力信号を発生するために前記基板上に取
   り付けられたホトトランジスタ手段と、前記発光ダイオ
   ード手段と前記ホトトランジスタ手段とを所望の回路構
   成に接続しまた第１の端子を前記発光ダイオード手段へ
   接続しまた第２の端子を前記ホトトランジスタ手段へ接
   続するための接続手段と、前記基板と発光ダイオード手
   段とホトトランジスタ手段と接続手段とを前記筒の中に
   密封するために前記筒の両端に封止固定された封止手段
   と、前記駆動信号を発生してこの駆動信号を前記第１及
   び第２の端子を経て前記発光ダイオード手段へ加えるた
   めの手段と、前記ホトトランジスタ手段により発生され
   た出力信号を前記第１及び第２の端子を経て測定しかつ
   前記窓手段を通して受け入れられた光の少なくとも一つ
   の前記パラメータを示すセンサ信号を供給するように前
   記信号を処理するための手段とを備え、前記光の少なく
   とも一部が前記窓手段を通過して前記窓手段の外側の身
   体組織に接触しかつ前記窓手段を通して反射して戻るこ
   とができるように、前記発光ダイオード手段が前記基板
   上に位置決めされ、前記封止手段が前記筒の外部の点か
   ら前記第１及び第２の端子に電気的に接触するためのフ
   ィードスルー手段を備え、前記センサ信号は光の少なく
   とも一つの前記パラメータが前記身体組織に接触するこ
   とにより影響されるという方法で測定された前記身体組
   織の所望の特性の尺度を提供することを特徴とする気密
   に封止され植え込み可能な医用センサ。 ２６）前記駆動信号発生手段が、あらかじめ定められた
   第１の時限中に第１の電流レベルにより前記発光ダイオ
   ード手段を励起し、前記 第１の時限の直後に続く第２の時限中に第２の電流レベ
   ルにより前記発光ダイオード手段を励起する階段状の駆
   動電流を発生するための手段を備えることを特徴とする
   請求項２５記載の医用センサ。 ２７）前記ホトトランジスタ手段により発生された出力
   信号を測定かつ処理するための前記手段が、前記第１の
   時限と前記第２の時限とで前記窓手段の中へ反射して戻
   される光の量の変化の結果として起こる出力信号の中の
   変化量を測定するための手段を備えることを特徴とする
   請求項２６記載の医用センサ。 ２８）前記中空の筒が前記発光ダイオード手段により放
   射される光と前記ホトトランジスタ手段により受け入れ
   られる光とに対しほぼ透明な材料から作られ、前記透光
   性の材料が前記光を通す封止された窓手段を備えること
   を特徴とする請求項２５記載の医用センサ。 ２９）前記中空の筒の材料がソーダ石灰ガラスから成る
   ことを特徴とする請求項２８記載の医用センサ。 ３０）前記封止手段が前記中空の筒の各端部に挿入され
   た金属リングを備え、前記金属リングがこのリングを封
   止貫通する前記フィード スルー手段を有し、１気圧で少なくとも １０＾−＾８ｃｃ空気／秒の密な封止を形成するように
   、前記金属リングが前記中空の筒の周囲の縁に封止接合
   されることを特徴とする請求項２８記載の医用センサ。 ３１）前記金属リングがチタンから作られ、前記中空の
   筒がソーダ石灰ガラスから作られ、前記金属リングと中
   空なソーダ石灰ガラス筒の縁との間の封止された接合部
   が、チタンと ソーダ石灰ガラスとの間に形成された化学的な接合部で
   あることを特徴とする請求項３０記載の医用センサ。 ３２）前記発光ダイオード手段がほぼ基板の中央で前記
   基板に接合された発光ダイオードチップから成り、更に
   前記発光ダイオードチップと前記中空の筒の窓手段の一
   部との間に置かれた反射器包絡面を備え、前記発光ダイ
   オードチップにより放射される光がほぼ上に向 かって前記窓手段を通って外に出ることを特徴とする請
   求項２５記載の医用センサ。 ３３）前記ホトトランジスタ手段が前記基板に接合され
   た少なくとも二つのホトトランジスタチップから成り、
   一方のホトトランジスタ チップが前記発光ダイオードチップ及び反射器包絡面の
   一方の側にしかしなお前記窓手段の一部分の下方に置か
   れ、他方のホトトランジスタチップが前記発光ダイオー
   ドチップ及び反射器包絡面の他方の側にしかしなお前記
   窓手段の他部分の下に置かれ、少なくとも二つのホトト
   ランジスタチップが前記接続手段により電気的に並列に
   接続されていることを特徴とする請求項３２記載の医用
   センサ。 ３４）解析されるべき所望の種類の有機物質へ向けられ
   る光パルスを放射するための発光ダイオード手段を備え
   、前記光パルスがホトトランジスタ手段により受け入れ
   られ、前記有機物質の所望の特性は光パルスの検出可能
   な少なくとも一つの特性が有機物質により影響されると
   いう方法に従って測定されるように なっている医用センサの使用方法において、次の段階、 （ａ）第１の時限中に第１の駆動電流により前記発光ダ
   イオード手段を励起し、 （ｂ）前記第１の時限の直後に続く第２の時限中に第２
   の駆動電流により前記発光ダイ オード手段を励起し、 （ｃ）有機物質に接触する結果として起こる前記光パル
   スの中の変化を測定するために前記第１及び第２の時限
   中に前記ホトトランジスタ手段により受け入れられる光
   パルスを測定し、 （ｄ）有機物質の所望の特性を決定するために段階（ｃ
   ）で確認された変化量を処理することを特徴とする医用
   センサの使用方法。 ３５）前記発光ダイオード手段を励起するために段階（
   ｂ）で使用される第２の駆動電流レベルが、段階（ａ）
   で使用される第１の駆動電流レベルより小さいことを特
   徴とする請求項３４記載の方法。 ３６）前記医用センサにより解析される前記有機物質が
   血液から成り、更に前記医用センサにより測定される検
   出可能な特性が前記血液から反射される光パルスの量で
   あり、前記反射された光の量が段階（ｄ）の処理により
   血液中の酸素の量に関係づけられることを特徴とする請
   求項３４記載の方法。