JPH0220262B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、電子心臓ペースメーカの分野に属す
る。更に具体的に云うと、本発明は、心房刺激パ
ルスアーテイフアクトがペースメーカの心室デマ
ンド回路のセンス増幅器によつて心室分極消失
（depolarization）として感知される可能性を少
なくすることによつてその動作を改善するための
房室デマンドペースメーカの改良に関する。

先行技術において堤案されている数多くのいろ
いろな型の電子心臓ペースメーカおよびそれに対
応する各種動作モードのなかで、本発明は植込み
型又は体外式デバイスにおいてデマンドベースで
動作する房室順次式ペースメーカを主に指向す
る。デマンドペースメーカにおいては、所定の最
低心拍数は、それに対応する連続心拍動間の最大
間隔により設定されている。最低心拍数そのもの
は技術上一般に知られているように調節可能又は
プログラム可能にしてもよいが、ひとたびそれが
セツトされると、ペースメーカは選択された又は
プログラムされた心拍数によつて動作する。心拍
数が最低心拍数以上に留つている限りにおいて
は、刺激パルス発生回路は抑止されているか又は
リセツトされ、ペースメーカは心臓へ刺激パルス
を送らない。しかし、もし連続する心拍動間の時
間的間隔が最低心拍数に対応する選択された量
（amount）よりも大になると、心臓を所定の最低
心拍数又はそれ以上に維持するためにペースメー
カは心臓へ刺激パルスを送る。デマンド動作モー
ドを与えるために、自発心室分極消失を検出する
ための感知手段が具えられている。この感知手段
は、心室脱分極（depolarization）に伴う電気作
用が心室電極によつて抽出されてそれがセンス増
幅器へ印加されるペースメーカへ戻されるように
するために、心室刺激電極に接続された入力を有
するセンス増幅器を一般に具えている。センス増
幅器は、心電図のQRS波に対する感度をよくす
るために増幅器の応答頻度を適応させ、一方で心
電図の他の部分を阻止する電気フイルタネツトワ
ークを一般に含んでいる。

更に、房室ペースメーカの場合には、センス増
幅器はペースメーカによつて送られる心房刺激パ
ルスを拒絶することが可能でなければならない。
別個の導線を通つてペースメーカにより心房へ送
られる心房刺激は身体組織を通つて伝導され心室
導線により抽出されることがあり、その心室導線
からセンス増幅器へ伝導される。このようにして
抽出された心房パルスの振幅（magnitude）は、
代表的な場合にはQRS波の振幅の何倍にもなり、
センス増幅器識別回路の設計を複雑なものにして
いる。通常は、適切な動作をするためには、セン
ス増幅器の周波数応答を調節するための電気フイ
ルタリングと、心臓における心房および心室刺激
電極位置間の最低導線分離の確立とを組合わせる
必要がある。残念ながら、そうするには、センス
増幅器の周波数応答を心房パルスを十分に拒絶す
るためにはQRS波に対する最適応答以下に調整
する必要があることがある。もう１つの不利な点
は、心臓内の電極の導線分離は、特に導線が植込
み後はづれたり、又は少し移動したりする可能性
があると、それは達成し維持することがむつかし
いということである。

これらの問題およびその他の問題を解決するた
めに、本発明には心房パルスが送られている間は
センス増幅器をブランクさせ、増幅器が心房パル
スによる影響をうけないようにするための装置が
具えられている。このブランキングは、心房パル
スと時限関係（timed relationship）にある動作
とするスイツチング回路を介して達成される。ブ
ランキング間隔の間平均出力信号値をセンス増幅
器の入力に維持し、増幅器の正常な動作との間の
遷移を円滑にしてブランキングプロセス自体によ
つて発生するスイツチング過渡状態がセンス増幅
器の動作に影響を与えないようにするために、保
持回路手段が具えられている。この保持回路は、
スイツチングアーテイフアクトがセンス増幅器に
入るのを防ぐために、心房パルスが終了しもう一
方のスイツチング回路が正常に戻つてしまうまで
保持されることが望ましい。デユアルデマンドペ
ースメーカの場合には、このブランキング技術
は、所望しない心室パルスアーテイフアクトが心
房パルス発生器用センス増幅器に影響を与えない
ようにするために、そのセンス増幅器にも応用す
ることができる。

第１図を参照すると、参照数字１０は一般に本
発明を組み入れたペースメーカを示し、参照数字
１１は一般にペースメーカ１０によつてペーシン
グさせられる心臓を示す。ペースメーカ１０は心
房パルス発生器１２と心室パルス発生器１３を含
む。技術上一般に知られているように、これらの
発生器は心房と心室にそれぞれ出力刺激パルスを
与えるように設計されている。相互接続線１４に
よつて示唆されているように、適当な房室遅延間
隔を与えるために発生器１２および１３を同期さ
せるための手段が具えられている。出力端子１６
および１７が具えられており、それぞれ発生器１
２および１３の出力に接続されている。心房内へ
配置するために導線１８が結合子（コネクタ）１
６から延びており、心房を刺激するためその先端
に電極が置かれている。導線１９が結合子１７か
ら心室内へ延びており、心室を刺激するためその
先端に電極が置かれている。

ペースメーカ内では、デマンド動作モードで用
いるため、心室導線１９により抽出された信号を
センス増幅器へ送るための結合子１７から導体２
０が具えられている。しかし、導体２０を直接に
センス増幅器２１へ接続する代りに、ブランキン
グ回路３０がその入力部に具えられている。導体
２０はブランキング回路３０の入力に接続してお
り、ブランキング回路３０の出力は導体２２によ
りセンス増幅器に接続されている。ブランキング
回路３０のための同期信号は、心房パルス発生器
１２から導体１５上に与えられる。センス増幅器
２１の出力は、デマンドペースメーカについて技
術上一般に知られているように、心室および心房
パルス発生器を制御するため導体２３を介して接
続している。

さて第２図を参照すると、ブランキング回路３
０の第１の実施例が示されている。導体２０は、
直列抵抗３１およびコンデンサ３２を介して導体
３３に接続している。１対のクランプダイオード
３４および３５は、反対の極性で導体３３と信号
接地との間に接続されている。導体３３はまた電
界効果トランジスタ（FET）の一方の端子に接
続し、そのトランジスタのもう一方の端子は導体
３７に接続し、そのゲートは導体３８に接続して
いる。もう１つのFET４０は導体３７と信号接
地との間に接続され、そのゲートは導体４１に接
続されている。抵抗４２も導体３７から信号接地
へ接続している。第３の制御FET４３は導体３
７と導体４４の間に接続され、そのゲートは導体
４５に接続されている。コンデンサ４６は導体４
４から信号接地へ接続し、導体４４は演算増幅器
４７の反転入力に接続し、この増幅器は分離のた
めに具えられているか、又はその代りにセンス増
幅器の初期段階であるかもしれない。演算増幅器
４７の出力は、センス増幅器へ通じる導体２２に
接続されている。増幅器４７の非反転入力へ接続
されているフイードバツク抵抗４８と抵抗４９は
その利得を調節するために具えられている。

導体３８，４１および４５は、回路のブランキ
ング動作を制御するため、第３図に示す制御信号
“Ａ”、“Ｂ”および“Ｃ”を印加する。これら３
つの制御信号は第３図に示すような波形を有し、
第２図の下方の回路により発生される。

第２図において、心房パルス発生器１２は、更
に先行技術上一般に知られている心房刺激パルス
を与える心房出力段５０と、ブランキング回路に
より使用されるための同期信号を与えるための付
加回路とに分けられる。主心房パルス発生器５１
は、心房出力段により使用されるためのタイミン
グ信号を発生させるために具えられていが、これ
らのパルスは、心房出力パルスが送られる直前に
ブランキング回路を使用可能にしてそのブランキ
ング動作を開始させるためやゝ遅延する。勿論、
主パルス発生器５１は図示されていない従来の手
段によつて心室パルス発生器と同期するが、所定
の房室遅延間隔を与えるために、主パルス発生器
５１と心房出力段５０の間の遅延も考慮されてい
る。

第３図の一番上の線にみられるように、主パル
ス発生器５１は持続時間1000マイクロ秒の出力パ
ルス“Ｍ”を送り、このパルスは、ペースメーカ
のベーシング間隔に応じて必要な時に反復され
る。そのようなパルスが１つだけ第３図に示され
ている。主パルス“Ｍ”を送るパルス発生器５１
の出力は、導体５２により直列抵抗５３と信号接
地に接続する分路コンデンサ５４を含む遅延回路
へ接続されている。この抵抗−キヤパシタンス組
合せの時定数は、100マイクロ秒遅延を与えるよ
うに選択されている。１対のシユミツトトリガ５
５および５６は、パルスを方形化し論理レベルを
回復させるために、このタイミング回路から直列
で接続されている。導体５７におけるこれらシユ
ミツトトリガの出力は、心房出力段階へ供給され
る心房出力パルス“０”である。出力パルス
“０”は、同じく1000マイクロ秒の持続時間をも
つパルスとして第３図の２番目の線に示されてお
り、その立上り区間および立下り区間はともに主
パルス“Ｍ”に比べて100マイクロ秒だけ遅延し
ている。

導体５２の分岐は、抵抗６１と分路コンデンサ
６２からなるRCタイミング回路へダイオード６
０を介して接続している。このタイミング回路は
200マイクロ秒の時定数を持つように選択されて
おり、その出力は反転シユミツトトリガ６３を通
つて供給され、第２図の導体３８において制御信
号“Ａ”を与える。制御信号“Ａ”は正常の場合
は高論理レベルとして第３図の３番目の線に示さ
れており、高論理レベルは主パルス“Ｍ”の開始
時に低に切りかえられ、主パルス“Ｍ”の終了後
約200マイクロ秒の間低にとどまつていて、その
時にその正常な場合の論理高レベルに戻る。

第２図の導体５７の分岐は、ユニテイゲインバ
ツフア増幅器６５の入力へダイオード６４を介し
て接続する。並列抵抗６６およびコンデンサ６７
もこの増幅器の入力から信号接地へ接続し、これ
らの成分は約500マイクロ秒の時定数をもつよう
に選択されている。増幅器６５の出力は導体４１
を制御するように接続し、第３図の４番目に示さ
れている制御信号“Ｂ”を伝える。出力パルス
“０”が論理１レベルになると、このレベルはダ
イオード６４およびバツフア増幅器６５を介して
伝えられ、コンデンサ６７は第３図のパルスのタ
イミングを考慮する目的で殆んど瞬時に充電す
る。従つて、制御信号“Ｂ”はパルス“０”とほ
ぼ同じに論理高レベルになる。パルス“０”の終
了時に、コンデンサ６７が約500マイクロ秒の時
定数で抵抗６６を介して放電するにつれて、制御
信号“Ｂ”は次第に論理低レベルに戻る。

“Ｍ”主パルスを運ぶ第２図の導体５２の分岐
は、ダイオード７０を介して反転増幅器７１に接
続している。並列の分路抵抗７２とコンデンサ７
３は、増幅器７１の入力から信号接地まで直列に
接続されている。これらの成分は約500マイクロ
秒の時定数を有するように選択されている。増幅
器７１の出力はダイオード７４の陰極に接続し、
その陽極は導体４５に接続している。バイアス抵
抗７５は導体４５から記号“＋”で示されている
正論理レベルに接続し、コンデンサ７６は導体４
５から信号接地に接続している。抵抗７５とコン
デンサ７６は、約500マイクロ秒の時定数を有す
るように選択されている。

制御信号“Ｃ”は第３図の一番下の線に示され
ている。主パルス“Ｍ”がその高論理レベルにな
ると、制御信号“Ｃ”はインバータ７１の作用に
よりその正常な高レベルから論理低レベルにな
る。主パルス“Ｍ”の終了時に、コンデンサ７３
によつてインバータ７１の入力において論理高レ
ベルが維持されるので、信号“Ｃ”は低のまゝに
なつている。コンデンサ７３は抵抗７２を介して
放電を開始し、約500マイクロ秒後にインバータ
７１が状態を変えるのに十分な程低い値に低下す
る。抵抗７２およびコンデンサ７３の実際の成分
値は、所望の500マイクロ秒遅延を与えるためイ
ンバータ７１が状態を変える電圧レベルと関連し
て選択されることは当業者にとつては明らかであ
ろう。この間隔後に、インバータ７１の出力は高
レベルに切り変わるが、これはダイオード７４に
よつて阻止され、導体４５における実際の電圧
は、コンデンサ７６が抵抗７５を介して充電され
るにつれて、徐々に高レベルにまで充電される。
従つて、制御信号“Ｃ”の低論理レベルは、主パ
ルス“Ｍ”および心房出力パルス“０”の終了後
も低に留つており、その後次第に正常な論理高レ
ベルに戻る。

ペースメーカが心房パルスを送つている期間以
外の正常な動作においては、第２図の回路は、デ
マンドモード動作で用いるために電気信号を心臓
からセンス増幅器へ結合する役目をする。抵抗３
１およびコンデンサ３２は心室導線からの結合素
子としての役目をする。ダイオード３４および３
５は、センス増幅器に及ぼすその影響を最少にす
るために心室出力パルスをクリツプする。正常な
動作では、FET３６はオン、FET４０はオフ、
FET４３はオンであるので、導体３３からの信
号は導体４４および増幅器４７へ送られる。この
動作モードでは、抵抗４２とコンデンサ４６は
RCタイミングネツトワークを構成する。導体２
２上の増幅器４７の出力はセンス増幅器に接続さ
れ、このセンス増幅器は従来の方法で動作して
QRS波を識別して心室脱分極（depolorization）
を検出する。増幅器４７は主として第２図におけ
るバツフア増幅器として用いられる。上述したよ
うに、それは置きかえたり、又はセンス増幅器の
入力増幅回路に統合することができ、その場合に
は抵抗４２およびコンデンサ４６の時定数は、ま
たペースメーカ回路全体に使用される成分の数を
節約するために、センス増幅器の全体的周波数応
答調整（tailoring）を考慮して選択することが
可能である。

ペースメーカにより心房パルスが送られると、
第２図の回路はブランクするか、又は心室導線か
らセンス増幅器を減結合させ、一方では記憶され
た入力基準電圧をセンス増幅器へ与えて、ブラン
キングの開始時又は終了時に急激なスイツチング
過渡状態が発生するのを避ける。これは第２図お
よび第３図に関連して下記に述べる方法により達
成される。

心房出力パルス開始直前に、FET３６は制御
信号“Ａ”によつてターンオフされる。この結果
導体３３と３７の間の信号路に高インピーダンス
が効果的におかれて、センス増幅器を心室導線か
ら分離する。同時に、FET４３がターンオフさ
れ、導体３７と４４の間の信号路に別の高インピ
ーダンスが挿入され、センス増幅器を更に分離す
る。更に、FET４３をターンオフさせると、抵
抗４７を介して放電路からコンデンサ４６を分離
する（増幅器４７への入力インピーダンスは非常
に高く、すべての実際的な目的にとつて無限であ
ると想像される）。主パルス“Ｍ”の開始直前に
導線４４に存在する電圧はそれがどんなものであ
つても今や保持されており、増幅器４７を介して
センス増幅器への印加を継続する。

FET３６がオンに切り換えられた後に、FET
４０はオンに切り換えられる。便宜上これは
FET３６のスイツチング後約100マイクロ秒の心
房出力パルス“０”の開始時頃に達成しうる。こ
れは導体３７のための接地に低インピーダンス路
を与え、これはFET３６により提示される高イ
ンピーダンス直列路とともに、ブランキング時間
中にセンス増幅器を分離するのを更に助ける。
FET４０は、また、ブランキング周期の終りに
おいてセンス増幅器を心室導線に完全に再接続さ
せる前にコンデンサ３２用の放電路を与えるよう
に使用される。

FET４０は心房出力パルス“０”の終了時に
はオンに留つているが、その後の約500マイクロ
秒ほどの間に制御信号“Ｂ”によつて次第にオフ
の状態に戻る。制御信号“Ａ”は心房パルスの終
了後約100マイクロ秒たつと高レベルに戻つて
FET３６を再びオンに戻し、一方FET４０もな
おオンになつている。これは、ブランキング時間
中に心室導線から印加された信号によりコンデン
サ３２両端に積蓄される電荷を、センス増幅器へ
の再接続前に放電させる。FET４３はオンの状
態にとどまつているが、FET３６および４０は
上述したように正常な状態に戻りつつあるので、
それに伴うスイツチング過渡状態はセンス増幅器
に適用されない。FET４３はその後制御信号
“Ｃ”によつて徐々に再びターンオンされ、この
徐々に行われるターンオンはコンデンサ４６の積
分効果とともに、導体２０における新らしいアナ
ログ信号が徐々に円滑にセンス増幅器へ印加され
ることを保証する。第２図の回路は正常な、又は
ブランクされてない状態に留つており、この状態
ではこの回路は、次の心房刺激パルスが起きる時
まで、心室導線１９によつて抽出された電気活動
（activity）をセンス増幅器へ伝送するが、次の
心房刺激パルスが発生すると上述したブランキン
グプロセスが反復される。

心房パルスブランキング回路の好ましい実施例
は第４図に示されており、そこでは参照数字１０
０はブランキング回路を一般的に示し、参照数字
１３０は房室デマンドペースメーカのセンス増幅
器の能動（アクテイブ）フイルタ入力部分を一般
的に示し、参照数字１２および１３は心房および
心室パルス発生器をそれぞれ示す。パルス発生器
１２および１３は部分的にブロツク図で示されて
おり、但しその出力回路は概略図で示されてい
る。その理由は、その一部の側面は、下記に詳述
するように最適動作にとつて重要であるからであ
る。

パルス発生器１２は、参照数字８０によつて示
されているパルス幅タイマを含む。これは心房パ
ルス発生器によつて発生させられ送られる心房パ
ルスの実際の開始および終了の原因となる心房パ
ルス発生器の回路に関連する。この回路８０の出
力は導体８１において与えられ、そこでその出力
はブランキング回路のためのタイミング目的に用
いられる。勿論回路８０の出力は技術上一般に知
られているように心房パルス発生器１２内におい
て内部的にも用いられ、心房出力パルスを発生さ
せる。図示した実施例においては、導体８１にお
ける信号は正常の場合は論理的に高の信号であ
り、この信号は心房パルスの持続時間中に低にな
り、その持続時間後に正常な場合の高の状態に戻
る。発生器１２の出力回路はパルストランス８２
を含んでおり、第４図にはその二次側が示されて
おり、その一方の分岐においてコンデンサ８３を
介して心房出力端子１６のプラス端子に接続して
いる。トランス８２の二次側のもう一方の分岐
は、ダイオード８４の陰極に接続し、またダイオ
ード８４と並列に接続している抵抗８５に接続し
ている。抵抗８５の他方の側はダイオード８４の
陽極とともに心房出力端子１６のマイナス端子に
接続されている。r.f.妨害阻止用コンデンサ８６
は、過電圧保護のため具えられている１対の対向
したツエナーダイオードと同様に、出力のプラス
端子と出力のナイナス端子の間に接続している。

心室パルス発生器１３の出力回路は定電流型の
ものであるが、定電圧型回路も使用できる。この
出力回路は、プラス記号で示されている回路の電
源からダイオード８８の陽極へ接続する抵抗８７
を具える。ダイオード８８の陰極は導体８９に接
続している。導体８９はコンデンサ９０、トラン
ジスタ９１のコレクタおよびダイオード９２の陰
極に接続し、ダイオード９２の陽極は信号接地に
接続している。トランジスタ９１のエミツタは抵
抗９３を介して信号接地に接続している。心室出
力端子１７のプラス端子は抵抗９４に接続し、そ
の他方の側は信号接地に接続している。トランジ
スタ９５はそのエミツタで心室出力１７のプラス
端子に接続し、そのコレクタでプラス電圧源に接
続している。トランジスタ９１および９５は定電
流型出力回路用のスイツチングトランジスタであ
り、それらのトランジスタは出力電流源のコンプ
ライアンスを増大させるため倍電圧を与える。パ
ルス発生器１３の回路へのトランジスタ９１およ
び９５のもう一方の接続は、簡単化するため図面
から省いてある。コンデンサ９０のもう一方の側
は導体９６に接続している。誘導子（インダク
タ）９７は導体９６と心室出力端子１７のマイナ
ス端子の間に接続している。コンデンサ９８は導
体９６と心室出力１７のプラス端子の間に接続さ
れており、成分９７と９８はr.f.（高周波）妨害阻
止用に具えられている。１対の対向するツエナー
ダイオードは出力のプラス端子とマイナス端子の
間に接続している。

導体９６の１分岐は、直列接続のレジスタ１０
１およびコンデンサ１０２を介してFETトラン
ジスタ１０３のドレイン端子に接続している。
FET１０３のソース端子は演算増幅器１０４の
反転入力に接続している。FET１０３のゲート
端子はダイオード１０５を介して導体８１に接続
している。抵抗１０６およびコンデンサ１０７は
並列でFET１０３のゲートから信号接地に接続
している。

演算増幅器１０４の非反転入力は抵抗１１０を
介して信号接地に接続している。演算増幅器１０
４の出力は導線１１１に接続し、その導線１１１
の１分岐はFET１１２のソース端子に接続して
いる。コンデンサ１１３および抵抗１１４は並列
で出力導体１１１から演算増幅器１０４の反転入
力に接続している。抵抗１１５は導体１１１と別
の導体１１６の間に接続し、導体１１６の１分岐
はFET１１２のゲートに接続している。コンデ
ンサ１１７を導体１１１と１１６の間に接続して
いる。導体１１６の１分岐はダイオード１１８を
介して導体８１に接続している。

抵抗１３１およびコンデンサ１３２は、FET
１１２のドレイン端子と信号接地との間に直列で
接続している。レジスタ１３３は成分１３１およ
び１３２の接合点から導体１３４に接続してい
る。抵抗１３５は導体１３４から演算増幅器１３
６の非反転入力に接続し、またコンデンサ１３７
にも接続しており、コンデンサ１３７のもう一方
の側は信号接地に接続している。演算増幅器１３
６の出力は導体１３８に接続し、導体１３８の１
分岐は増幅器１３６の反転入力へ戻つている。コ
ンデンサ１３９は導体１３８と１３４の間に接続
している。

能動（アクテイブ）フイルタの第２段は、演算
増幅器と関連成分１４１−１４９からなり、これ
らの成分は上述した成分１３１−１３９と同じ方
法で接続されており、抵抗１４１は演算増幅器１
３６の出力から接続している。導体１４８におけ
る演算増幅器１４６の出力はコンデンサ１５０を
介して更に別の演算増幅器１５１の非反転入力に
接続されている。抵抗１５２は信号接地と非反転
入力との間に接続されている。増幅器１５１の出
力は導体１５３に接続している。抵抗１５４とコ
ンデンサ１５５は導体１５３と増幅器１５１の反
転入力の間に並列で接続されている。抵抗１５６
は反転入力から信号接地へ接続している。導体１
５３の１分岐は、デマンド動作において心室分極
（depolarization）を感知しそれに応答して心房
および心室パルス発生器を制御するために一般に
知られているセンス増幅器の残りの部分（図示さ
れていない）に接続している。

第４図の実施例の動作では、心房パルス発生器
１２および心房パルス発生器１３は従来の方法で
動作して時限順次心房および心室刺激パルスを心
臓へ与えるが、但し自発心室脱分極が発生する場
合に、そのパルスの伝送は従来のデマンド制御回
路（図示されていない）によつて抑止される。第
４図の回路の正常な動作期間中で心房パルスが送
られている以外の時間には、心臓からの電気信号
は心室電極導線によつて抽出され、ブランキング
回路ならびに前置増幅器としての役目をするブラ
ンキング回路を介して心室出力端子１７からデマ
ンド制御回路（図示されていない）のためのセン
ス増幅器の入力におけるアクテイブフイルタ１３
０へ送られる。具体的に云うと、心臓の心室領域
からの電気信号は、心室導線を通じて誘導子（イ
ンダクタ）９７、導体９６、抵抗１０１、FET
１０３への結合コンデンサ１０２を介して端子１
７の負端子へ送られる。心房パルス発生器１２が
出力パルスを発生させていない時間間隔の間は、
導線８１における電圧は高になつたまゝであり、
FET１０３と１１２はいづれもオンになつてい
る。増幅器１０４およびＣ１０２とＲ１０１の入
力時定数を含む関連回路は、センス増幅器に対す
る前置増幅器としての役目をする短時間コンスタ
ント（constant）微分器を形成する。コンデンサ
１１３は高周波応答を転移（roll off）させる。
重要な一次周波数は約10ヘルツ（Hz）における
ものであり、微分器はゆつくりした長時間ドリフ
トよりも信号の傾斜（スロープ）に対してより多
く応答するという利点を有している。

ブランクされていない時間周期中に、信号は入
力に印加され、１１１における出力からの信号は
FET１１２を通つてアクテイブフイルタ１３０
とセンス増幅器へ送られる。好ましい実施例にお
いては、アクテイブフイルタ１３０は、心電図の
QRS波に対するセンス増幅器の応答は最適化す
るが、その他の信号は阻止するように設計された
６極アクテイブフイルタである。心室脱分極
（depolarization）がこのようにして検出される
と、センス増幅器（第４図には示されていないが
第１図に参照数字２１によつて示されている）が
機能してパルス発生器をリセツトする。

発生器１２が心房刺激パルスを送つている時間
中に、ブランキング回路１００は、心房出力パル
スが抽出されてセンス増幅器へ送られそこで間違
つて心室脱分極として感知されるのを防ぐ。間違
つて心室脱分極として感知されると、上述したよ
うにペースメーカの意図した動作が妨げられる。
心房出力パルスの開始直前に、パルス幅タイマ８
０は状態を変えて、論理低信号へ移る。ダイオー
ド１０５および１１８を介して印加されたこの信
号は、FET１０３および１１２の両方をターン
オフさせる。ついでFET１０３は、心房ペース
パルスアーテイフアクトが前置増幅器になつてそ
の静止点を妨害することを防ぐ入力直列ブランキ
ングスイツチとしての役目をする。ブランキング
時間中は、FET１１２は、ブランキングプロセ
スによつて発生したスイツチング過渡状態および
その他のアーテイフアクトが前置増幅器段から出
てフイルタ１３０へ入るのを防ぐ。同時に、
FET１１２は出力トラツク保護スイツチとして
の役目をする。ブランキング時間中に、FET１
１２はブランキングプロセスによつて起きたスイ
ツチング過渡状態およびその他のアーテイフアク
トが前置増幅器から出てフイルタ１３０へ入るの
を防ぐ。同時に、FET１１２は低域RCフイルタ
を形成する抵抗１３１とトランジスタ１３２とと
もにブランキングプロセスの直前に存在する信号
値を記憶し保持するので、ブランキングプロセス
中には急激な信号遷移はフイルタ１３０の入力へ
は印加されない。

心房パルス終了時に、制御線８１はその論理高
状態に戻る。しかし、コンデンサ１０７および抵
抗１０６の作用により、FET１０３は心房パル
ス終了後約800マイクロ秒間オフの状態になつて
いる。抵抗１１５およびコンデンサ１１７は、心
房パルス終了後約９ミリ秒間FET１１２をオフ
にしておくように選択されている。これらの遅延
は、心房パルスアーテイフアクトに対して十分な
免疫を与える一方でセンス増幅器の入力に対する
妨害は最少にし、ブランキング時間をかなり短時
間にとどめられるようにするために選択されてい
る。

ブランキング回路１００を追加すると心房出力
阻止がある程度改善されるが、性能を最適にする
には、心房および心室出力回路を一部変更する必
要がある。心房出力パルス後に、心房出力回路内
のパルス後再充電電流が、心室導線によつて抽出
されセンス増幅器へ印加される信号を発生させ
る。この再充電電流信号は心房出力パルスより振
幅ははるかに小さいが、持続時間ははるかに長い
のでブランクアウトするのがむつかしい。また、
再充電電流信号は、検出しようとする生理的に発
生するQRS波と同じ周波数帯にあたる周波数成
分をもつており、これは再充電電流信号をフイル
タで除去する可能性を除外するものである。

心房パルス後再充電電流アーテイフアクトは、
心房パルス発生器の出力回路内に抵抗８５とダイ
オード８４を加えることによつて制御することが
できる。心房出力１６の負端子が直接にトランス
８２の二次トランスの１分岐に接続している先行
技術回路と比較すると、抵抗８５を具えることに
よつて再充電電流が効果的に制限される。ダイオ
ード８４は心房パルスの持続時間中に抵抗８５を
バイパスする。追加の抵抗８５に関連して、心房
出力コンデンサ８３は値を減少させて、心房再充
電時定数を好ましい実施例では約．44秒という妥
当な値に保持する。

追加心房アーテイフアクト阻止は、心室出力回
路を変更することによつて達成できる。心房ペー
シング信号は電流を心室出力にドライブし、それ
により心室導線脱分極を起こさせ、つぎに今度は
その脱分極がセンス増幅器に影響を与えるかもし
れない。出力再充電抵抗８７の抵抗を大きくする
と、心室出力回路へドライブされる電流量が効果
的に制限され、心室パルスアーテイフアクトによ
り引き起こされる心室導線分極の量が減少する。
好ましい実施例では、再充電抵抗８７の抵抗は
4.7キロオームから10キロオームへと増大された。
出力コンデンサ９０の値は、再充電時定数を約．
22秒という妥当な値に保持するように減少され
た。更に、先行技術回路に用いられた折返し
（BTB）出力コンデンサの代わりに、単一の出力
コンデンサ９０を用いることが発見されている。

第４図の回路の現在の好ましい実施例は下記の
成分を含む。

R85 20キロオーム R87 10キロオーム C90，C83 22マイクロフアラド R101 30キロオーム C102 ．01マイクロフアラド R106 390キロオーム C107 1000ピコフアラド R110、R114 4.3メグオーム C113 390ピコフアラド R115 750キロオーム C117 6800ピコフアラド R131、133、135、141、143、145 82キロオーム C132、137 ．039マイクロフアラド C139 ．33マイクロフアラド C142 ．022マイクロフアラド C147、155 0.1マイクロフアラド C149 ．056マイクロフアラド C150 ．02マイクロフアラド R152、154 100キロオーム R156 200オーム トランジスタ103、112 2N4338 演算増幅器104、136、146、151：テキサスインス
トルーメンツ社TLO64又は均等物。

上記の好ましい実施例により組みたてられた回
路は、大きな心房出力信号および最小の心房およ
び心室導線分離によつても、心房出力ペーシング
アーテイフアクト阻止の点で優れた結果を生じさ
せる。上記の現在の好ましい実施例は満足すべき
性能を示すが、含まれるペースメーカ回路の種類
に応じて更に回路を変更しうることが理解される
のであろう。例えば、入力ブランキングFETス
イツチ１０３および関連成分を除去することがで
き、センス出力FETスイツチ１１２はそれでも
前置増幅器からの出力のブランキングを行つて満
足な動作をさせる。また、FETスイツチ１１２
に対するターンオン時間遅延を短縮することも可
能であり、心室および心房出力回路の値を変え、
しかも満足すべき動作を維持することができ、い
ずれにせよ心房パルスブランキング又は再充電電
流を制限することなしにペースメーカ回路の動作
を改善しうる。好ましい実施例はパルス発生器の
両極性出力を使つているが、本発明は単極性出力
を用いるペースメーカにも応用できる。

上述したように、本発明はデユアルデマンドペ
ースメーカに利用でき、その場合には追加のブラ
ンキング回路を、心房出力端子と、デユアルデマ
ンドペースメーカにおける心房パルス発生器のリ
セツテイングを制御する追加のセンス増幅器への
入力との間に用いる。勿論追加のブランキング回
路とセンス増幅器のための成分値および時定数は
変えられるので、心室パルスアーテイフアクトを
阻止しながら心房脱分極を感知するという所望の
結果がえられ、それとともに上述したように心房
アーテイフアクトが阻止される。

以下本発明の実施の態様を列記する。

１ 心房刺激パルスを送つている間にデマンド制
御手段の入力において前の心拍動信号を保持す
るために動作的に接続されている保持回路手段
を更に含む特許請求の範囲第１項による心臓ペ
ースメーカ。

２ 心房刺激パルスが送られた後に前記スイツチ
ング手段および前記保持回路手段を順次正常な
状態に戻すために動作的に接続されているタイ
ミング手段を更に含む特許請求の範囲第１項に
よる心臓ペースメーカ。

３ 前記ブランキング手段が前記端子手段と前記
センス増幅器の間に接続されたシリーズスイツ
チング素子を含み、前記タイミング手段が心房
刺激パルスの開始直前に前記スイツチング素子
を制御するように動作する特許請求の範囲第２
項による心臓ペースメーカ。

４ 前記ブランキング手段が、ブランキング時間
中にセンス増幅器の入力前に心拍動信号を短縮
するための分路接続スイツチング素子を含む特
許請求の範囲第２項又は前記第３項による心臓
ペースメーカ。

５ ブランキング時間中にセンス増幅器への入力
において前の信号レベルを保持するため動作的
に接続された保持回路手段を更に含む特許請求
の範囲第２項による心臓ペースメーカ。

６ 前記ブランキング手段と前記保持回路手段に
動作的に接続されており、心房刺激パルスの終
了時にブランキング手段と保持手段を順次に正
常な状態に戻すように動作するタイミング手段
を更に含む前記第５項による心臓ペースメー
カ。

７ 前記保持回路手段が加算増幅器の入力と電気
的連絡を保つているコンデンサ、およびセンス
増幅器の入力において前記前の信号値を記憶す
るためブランキング時間中にブランキング手段
からコンデンサを分離するために接続されたス
イツチング素子を更に含む前記第５項又は第７
項による心臓ペースメーカ。

８ 前記信号路に接続され、前記信号路に沿つた
信号の通過を阻止するため前記タイミング手段
に応答して選択的に動作するシリーズスイツチ
ング素子および分路スイツチング素子とを前記
第１スイツチング手段が含む特許請求の範囲第
４項による心臓ペースメーカ。

９ 前記信号保持手段が、前記コンデンサのため
に放電路をつくるために、信号路に接続された
分路コンデンサと前記信号路に接続された分路
抵抗とを含み、前記第２スイツチング手段が前
記抵抗と前記コンデンサとの間の前記信号路に
直列で接続された特許請求の範囲第４項による
心臓ペースメーカ。

10 前記タイミング手段が、心房パルスが送られ
る直前に前記第１および第２スイツチング手段
を作動させるように動作する特許請求の範囲第
４項による心臓ペースメーカ。

11 前記タイミング手段が心房パルス終了時に動
作し、前記第１スイツチング手段が正常な状態
に戻つてしまうまで前記第２スイツチング手段
が正常な状態に戻るのを遅延させて、スイツチ
ングアーテイフアクトが前記センス増幅器へ入
るのを防止する特許請求の範囲第４項による心
臓ペースメーカ。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明のブランキング技術を用いた
房室ペースメーカのブロツク図である。第２図
は、本発明によるブランキング回路の第１の実施
例の概略図である。第３図は、第２図の実施のた
めの関連動作波形を図示するチヤートである。第
４図は、本発明によるブランキング回路の第２の
実施例の概略図であり、ペースメーカのパルス出
力回路を含む。 第１図において、１０は心臓、１１は本発明を
組み入れたペースメーカ、１２は心房パルス発生
器、１３は心室パルス発生器、２１はセンス増幅
器、３０はブランキング回路。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 心臓の心房において電気刺激パルスを発生す
   るパルス発生手段を具える心臓ペースメーカにお
   いて、 心臓の心室に発生する自然の電気心拍動信号を
   示す信号を一時的に記憶する記憶手段、 前記記憶手段に結合され、前記自然の電気心拍
   動信号を感知するセンス手段、 前記信号が送られる経路に関連する容量性結合
   手段を具える前記記憶手段に前記信号を結合させ
   る回路通路手段、 前記パルス発生手段からの前記刺激パルスを心
   臓の心房に結合させ、心臓の心室からの第２信号
   を前記回路通路手段に結合させる端子手段、 第１、第２時間周期に合わせるタイミング手
   段、電気刺激パルスの発生に先だつて開始し、前
   記パルスの終了後まで継続する前記第１時間周期
   の間前記回路経路手段を介する信号の伝送を防止
   する手段、前記第２時間周期の間前記記憶手段の
   蓄積が前記第１周期の終了前に開始し、前記第１
   周期の終了まで継続するのを防止する手段、刺激
   パルスの発生後前記第１時間周期の終了前に前記
   容量性結合手段を放電する手段、を具えるブラン
   キング手段、 を具備する心臓ペースメーカ。 ２ 前記回路通路手段は、前記容量性結合手段に
   結合された抵抗手段を具え、前記容量性結合手段
   及び前記抵抗手段は、前記信号に対する信号微分
   を与えるように一緒に結合され、前記記憶手段
   は、信号積分を与える前記特許請求の範囲第１項
   記載の心臓ペースメーカ。