JPH0314472B2 - - Google Patents

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JPH0314472B2
JPH0314472B2 JP57028228A JP2822882A JPH0314472B2 JP H0314472 B2 JPH0314472 B2 JP H0314472B2 JP 57028228 A JP57028228 A JP 57028228A JP 2822882 A JP2822882 A JP 2822882A JP H0314472 B2 JPH0314472 B2 JP H0314472B2
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JP
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frequency
measurement
stimulation
value
sonde
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Uirutsufueruto Arekusandaa
Haintsue Roorando
Botsuku Toomasu
Deiitaa Riisu Hansu
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Siemens AG
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Publication of JPH0314472B2 publication Critical patent/JPH0314472B2/ja
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • 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
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/1459—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters invasive, e.g. introduced into the body by a catheter

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Description

【発明の詳細な説明】 本発明は中央の静脈の血液酸素飽和度の変化の
測定に応じて心臓ペースメーカーの周波数を調節
する方法及び装置に関するものである。本発明は
したがつて心臓ペースメーカーを必要とする全て
の患者に使用されることができる。
本発明は心臓ペースメーカー患者において血液
循環を経て身体の酸素需要を、普通の場合のよう
に心臓の鼓動周波数がそれぞれの負荷条件に適合
することにより最適にカバーすることを目的と
し、その際最適の血液動態状態がペースメーカー
自身により見出される。
本発明は、ペースメーカーの機能を拡張するに
かかわらず従来実証された心臓ペースメーカーの
実施例及び関連するペースメーカーカテーテルを
実際に変えることなくしたがつて公知の挿入技術
（implantation techniqu）が不変であり又長時間
挿入に関する要求も満足させることができること
を同時に目的としている。
心臓ペースメーカーにおいてペースメーカー周
波数を中央静脈の酸素飽和の測定を介して制御す
ること、従つてそれぞれの負荷条件に適合させる
ことは西ドイツ特許公開公報第2717659号により
すでに公知である。その際血液酸素飽和の測定は
刺激カテーテルの中に埋め込まれている光導ゾン
デにより行なわれている。その際使用される反射
酸素計の測定原理が660nm（R660）の測定波長の
光と血液中の約800nm（R800）の参照波長の光の
反射強さを定めることに基づいている。
使用される周波数適合の特徴はペースメーカー
周波数を酸素飽和のそれぞれの検出された測定
値に対し固定的に関連させることである。
＝ｋ・S02 その際nio＜＜nax ｋ，
nio・naxとしての値は挿入の前に設定されなけ
ればならない。
更に両方の測定値の比R800／R660は比
Hb02／Hb02＋Hbにより表わされる血液酸素飽和S02に 直接比例している（その際Hbはヘモグロビンを
Hb02は酸素ヘモグロビンを示す）。ことは西ドイ
ツ公開公報第2113247号より公知である。
西ドイツ公開公報第2717659号に示された原理
により実施される心臓ペースメーカーは、この種
のペースメーカーを臨床的に挿入することを従来
阻止している一連の問題を示している。この測定
方法は波長に依存して信号に影響を生ずる光学的
伝達路（光導体、反射室及び連結位置）に変化を
許容しない。このことは、損傷した連結位置、光
導体での材料変化、カテーテルでの光開口部の堆
積、反射範囲での異物（心臓壁、内柱
（Trabekeln）により生ずる可能性がある。
更にペースメーカー周波数の制御は心臓の基本
的な病気が進む場合に心臓周波数に対する心臓の
パワーの関係に変化が生ずると、固定的に予め与
えられた特性曲線により酸素飽和に依存して欠点
的に作用する。周波数を非常に強く高めることに
よつても血液動態の悪化を生ずる可能性がある。
測定及び制御原理は挿入（immplantation）前の
較正を必要としそれに応じて取扱上の要件が高ま
る。
更に光導体の端部支持が長期間不安定となるの
でつまりカテーテルに作用する引張応力の大部分
を吸収しなければならない故に不安定となるの
で、カテーテルは、只１個の限定された機能適合
性を有する。
更に長時間使用のための光導体の疲労強度は今
日利用される材料によつては示されず、組合せカ
テーテルにおいて光開口部を横に設ける必要性は
この位置を越えてマンドリン（心室ににカテーテ
ルを導入するのを容易にするために挿入時に高弾
性カテーテル内に押し込まれるスチールワイヤ
ー）を更に導入するためには技術的には余地を許
さない。その上組合カテーテルとペースメーカー
との間の連結系は製造を可成り複雑にし、挿入時
に敏感であり普通のペースメーカー技術の場合よ
り嵩ばる。
光導体技術及び前記測定原理の利用時のエネル
ギーロスが光学的精度が高いときにのみ小さく保
持されるので、全システムの費用は普通の技術に
比して非常に増大する。
本発明は、前記欠点を克服し血液酸素測定量を
定めるための測定方法も、長期間の乱されない測
定値捕捉及び血液循環中のできる限り最上の血液
動態的状態が保証され同時に操作安全性が低下せ
ずできる限り高められるように刺激周波数を調節
する方法を形成することを課題とし、その際技術
的に長期間的に保証された限界のないサービスと
製造プラクチスが使用されるべきである。
この課題を解決することは特許請求の範囲第１
項に記載の要件により達成される。本発明の１つ
の装置及び別の形態は特許請求の範囲第２項〜第
１８項の要件により示されている。
ここで達成される利点は以下のことである。
−本発明による測定ゾンデによりカテーテルはそ
の機械的構造が実際上に長期間使用されている
二極カテーテルと同一であり、したがつて機械
的長時間強度及び挿入技術については付加的問
題がなく、長期的光学的な血液酸素飽和の捕捉
については最上の特性を有する。
−カテーテル中の只２個の電気導線（ワイヤー巻
線）によつて得ること、したがつて実証された
カテーテル技術を使用することを測定値捕捉に
可能にする。
−非常に短いか長い測定路の変化に無関係に患者
の身体的負荷の普通の時間的変動を変らない精
度で捕捉することが測定値処理を可能にする。
−患者の負荷に刺激周波数を適合させる調節方法
は負荷変動における直接の再調節もできるだけ
僅かの心臓負荷ですなわちできるだけ低い刺激
周波数においてできるだけ最上の酸素供給の方
向での自律的な最適調節も可能にする。
−エラー検出が測定値捕捉及び測定値評価並びに
カテーテル中の電気導線の破損の場合の障害を
検知することを可能にし、死活に関する刺激の
ための２つの導線の使用を可能にし、したがつ
て機能の安全性を高める。
本発明の実施例を図面により示し以下に詳細に
説明する。
第１図において心臓ペースメーカーHSは電流
供給部Baと、電子切換部Schと二極電気コネクタ
ーEKとを有する。コネクターEKには刺激カテー
テルＫの二極電気プラグESがねじ固定されてい
るカテーテルＫは右心房RVの上部大静脈HVを
経て右心室RHKに導入されるので、そこで測定
ゾンデＭにより血液酸素飽和が測定され、刺激電
極Ｅにより心臓筋肉Ｈが刺激される。
第２図〜第５図においては２つの実施例が詳し
く示されている。今日使用されている二極刺激カ
テーテルには基本的には２つの実施例がある。両
者においては２つの電気導線はワイヤー巻線３
０，３０′，３６，３６′であり、該ワイヤー巻線
は１つの実施例（第３図）では平行に並んでお
り、他の実施例（第２図）では互に同心的に配置
されている。
組合された測定兼刺激カテーテルとしての実施
においては両方のワイヤ巻線３０又は３０′及び
３６又は３６′は刺激電極Ｅへの供給部としても
測定ゾンデＭへの電流供給部としても作用する。
測定ゾンデＭに対する接触はリング要素３１を介
して行なわれ、該リング要素の内ねじは永続的な
圧力接触を確実にする。リング要素３１は同時に
赤色光発光ダイオードとすることができる送信要
素３２のための担持体として作用し、該担持体は
カソード側はリング要素３１と接触、すなわち粘
着接触している。リング要素３１は更にねじ接触
部を介して同様に刺激電極に導くワイヤー巻線３
３もしくは３３′と連結されている。ワイヤー巻
線３３は刺激確保のために余分に形成されてい
る。第１リング要素３１のコネクター側部分と第
２リング要素３４もしくは３４′との間に固着す
るリング絶縁体３５がとり付けられている。
第２リングエレメント３４はゾンデ導線すなわ
ちワイヤー巻線３６もしくは３６′とのねじ接触
部を有し、受信要素３７、すなわちフオトトラン
ジスターのための担持体として作用する。第２図
及び３図に図示されない架橋ダイオードD0が導
線破損の場合受信要素もしくは送信要素に集成さ
れている限り、架橋ダイオードは付加的に単独要
素として両方のリング要素３１又は３４に取り付
けられなければならない。送信要素３２及び３７
（もしくは架橋ダイオード）への第２導線はそれ
ぞれ対向するリング要素からの１つの連結ワイヤ
３８である。
両方のリング要素３１及び３４からなるゾンデ
本体のまわりに送信要素及び受信要素用の保護部
としてガラスリング３１がおかれており、該ガラ
スリングは縁部をリング要素としつかり溶接され
ている。
導線（ワイヤ巻線）間の絶縁のために絶縁ホー
ス４０が作用し、それに対し外方に媒体（血液）
に対しては外部透明絶縁ホース４１が作用する。
第７図は送信要素３２すなわち発光ダイオード
と受信要素３７すなわちnpnフオトトランジスタ
と架橋ダイオードD0とからなる測定ゾンデの回
路を示す。
第８図には測定ゾンデＭの機能原理がその電
流・電圧特性曲線４２，４３により知られる。
第７図の測定装置において反射体４４が欠如す
ると、電流電圧特性曲線４２が生じる。しかし反
射体４４（使用時の血液）からの受信要素３７に
あたると、電流・電圧特性曲線４３が得られる。
したがつて反射された光の強さは一定電流Ikに
おいては電圧ΔUsの変化に比例し、それに応じ
て一定電圧Ukの場合は電流変化ΔIsに比例する。
送信要素と受信要素の前記の組合せは１つ又は
２つの別の組合せとの並列接続においてもその原
理的機能態様を維持する。
第６図は一定の電圧特性を有するパルスを測定
ゾンデへの導線３０，３６に生ずる測定ゾンデの
制御回路の実施例を示し、したがつて測定ゾンデ
を通る電流Isの変化は測定ゾンデにより受け取ら
れた反射光に依存し、したがつて又作動抵抗Rv
での電圧変化に依存する。すなわちゾンデ電圧
Usが固定値Ukになると、この瞬間に測定電圧
UMは UM＝Is・Rv であり、したがつて測定ゾンデが受けとる血液か
ら反射した光の強さに比例し、その際血液の反射
因子はそれぞれ波長ごとに血液酸素飽和の因子で
ある。
第９図にはアナログ信号変成回路８のための機
能原理が示されている。したがつてパルス位相
T1で達する１つの正の測定パルスUMMと、別の
パルス位相T2で達する負のエラー検出パルス−
UMFからなる測定信号UMが２つの貯蔵器からサ
ンプル回路及び保持回路Ｓ＋H1もしくはＳ＋H2
の形で得られ、したがつて１つの貯蔵器Ｓ＋H1
はパルス位相T1で閉じられるスイツチS1を介し
て、測定パルスUMMの増幅値を記憶し、別の貯蔵
器Ｓ＋H2はパルス位相T2で閉じられるスイツチ
S2を介してエラー検出パルス−UMFの増幅値を記
憶する。続いての加算回路では信号値UMMと−
UMFが、測定パルスに一緒に含まれ特に抵抗を通
して伝達導線３０，３６にそして光学測定ゾンデ
Ｍの温度変位により生ずる測定エラーが除去され
るように評価される。
第１０図においてブロツク線図として本発明に
係る心臓ペースメーカーの最も重要な機能が示さ
れている。その際破線で枠をした領域は高級の機
能ユニツトを示し、しかも はカテーテル、 はカテーテル制御部、 は測定値評価、 は周波数調節、 はプログラム制御、 を示す。
固定周波数パルス発生器１は全てのペースメー
カー回路の測定工程及び調節工程を制御するプロ
グラム制御部２のための時間基準を与える。
プログラム制御は刺激周波数発生器３より予め
与えられる時間コードに依存してプログラム制御
装置が刺激電極５を介して刺激パルス発生器４に
よる刺激パルスの送信を並びにすぐ続いて測定ゾ
ンデ制御装置７を有する測定ゾンデＭを介して血
液酸素飽和の測定を開始する。測定信号は信号変
成器８において乱値から分離され、増幅されデジ
タル測定値処理装置を利用する場合にはデジタル
形に変成される。インテグレーター９は測定信号
の与えられた時間についての平均値を形成する。
貯蔵器（記憶装置）１０〜１５は積分された信号
値を受け、しかも貯蔵器１０と１１は交互に時間
Δt1にそして貯蔵器１２と１３は交互に時間Δt4
に受ける。最大値貯蔵器１４には予め与えられた
時間範囲Δt0に最大に相当する測定信号値が記憶
され最小値貯蔵器１５はそれぞれ最低値を記憶す
る。差形成器１６には新しい測定信号とそれぞれ
前に測定された測定信号との間の測定値差ΔS02
が貯蔵器１０もしくは貯蔵器１１で設定され差形
成器１７では貯蔵器１２もしくは１３の内容の間
の測定値差が設定される。差形成器１８では最大
測定値変動範囲がS02max−S02min＝ΔS02maxで
与えられ、したがつて割算器１９と２０で得られ
た短時間測定値変化の最大変化範囲に対する割合
がそれぞれ標準化された調節量Bs1とBs4で与え
られる。
Bs1＝ΔSo2・Δto／ΔSo2max・Δt1もしくはBs4＝ ΔSo2・Δto／ΔSo2max・Δt4 周波数調節部では調整量Bs1の時間的変化が
予め与えられた値＋A1もしくは−A1より大きい
か小さいかをコンパレーター２１が設定する。
次の刺激周波数制御装置２３ではBs1＜A1の場
合刺激周波数の変化は正の値＋Δだけ、そして
Bs1＞＋A1の場合には負の値−Δだけ生じ、そ
して貯蔵器２４内に変化の記号が記憶される。−
A1＜Bs1＜＋A1の場合、固定的に予め与えられた
時間間隔ΔA5の後に自動的に周波数制御装置２３
で刺激周波数の変化が生じ、その際変化の記号は
傾向制御装置（Tendenzsteuerung）２５が記号
繰り返しを生じない限り貯蔵器２４に設定された
値とは反対である。予め与えられた時間間隔Δt4
の後別の調整量Bs4が固定値A2より大きいか−A2
より小さいかをコンパレーター２２が判断し、そ
こで先行した周波数変化が逆転されるか保持され
る。
エラー検出器２６は測定評価装置から得られた
信号を許容された限界値と比較しこの限界値を越
える場合に刺激周波数発生器３を固定周波数0に
セツトし、そしてスイツチ２７を介して両方のカ
テーテル接続部を短絡し、それにより測定及び調
節が作用外におかれる。
心電図増幅図２８では刺激の間に心臓の内的活
性が監視され心臓の自己活動の場合はコンパレー
ター２９を介してパルス発器による刺激が阻止さ
れる。
第１１図は血液酸素飽和量S02の測定値の時間
経過での関連、血液酸素飽和量の時間単位Δt1と
Δt4当りの変化、並びにそれによつて生ずる周波
数の変化により示されている。患者の負荷の変
化にしたがつて心臓ペースメーカー刺激周波数
を調節する本発明に係る調節装置を示す。
負荷位相BPの開始時に中央静脈酸素飽和量S02
が降下し、すなわち限界値S02maxとS02minとの
間の最大変動範囲ΔS02max／Δt0に関する時間単
位Δt1当りの変化ΔS02はBs1のために負の値を示
す。もしこれが−A1より小さいと時間間隔Δt2の
間に自動的に＋Δ1だけの周波数変化を生ずる。
これに対し負荷位相BPでの酸素飽和量S02が一定
の釣合い状態になり、したがつてBs1の値が−A1
と＋A1の間で振動すると、最適の調節を、しか
も先ずいつもΔt5の後に正の周波数変化＋Δ2で
の良好な酸素供給の方向で開始する。もしこの＋
Δ2が時間単位Δt4の間にS02値を増大させ、そし
てもしこの値が再びΔS02max／Δt4に関して固定
値＋A2より大であると、周波数変化が残り、正
の結果にもとづいて同時に更にΔt5の後にΔ2だ
け新しい周波数増大を生ずる。もしこれが正の
S02変化を生じないと、すなわちΔt4の後のBs4値
が＋A2より小さいと、周波数変化が逆になる。
もし次いで休止位相RPが開始しBs1の値が固定
値＋A1を越えて上昇すると、自動的に負の周波
数変化−Δ2がBs1が再び＋A1より小さくなるま
で生ずる。次いで再び最適調節がΔt5の後に正の
周波数変化＋Δ2をもつて開始し、これをΔt4の
後にBs4の値が＋A2より大きくなるまですなわち
酸素飽和S02の改良が行なわれるまでくり返され
る。
【図面の簡単な説明】
第１図は刺激カテーテルと心臓筋肉を刺激する
ための測定ゾンデとを有する心臓ペースメーカー
の装置を示す図、第２図は同心的に配置されたワ
イヤー巻線を有する測定ゾンデの縦断面図、第３
図は平行に配置したワイヤー巻線を有する測定ゾ
ンデの別の実施例の縦断面図、第４図は第３図の
線−による断面図、第５図は第３図の線−
による断面図、第６図は測定ゾンデの制御回路
図、第７図は測定ゾンデの回路図、第８図は測定
ゾンデの電流・電圧特性曲線の線図、第９図はア
ナログ信号変成回路の為のブロツク回路図、第１
０図は心臓ペースメーカーのブロツク回路図、第
１１図は中央静脈血液酸素飽和量に依存して刺激
周波数の時間的変化の線図である。 ７……制御回路、８……信号変成回路、１４…
…最大値貯蔵器、１７……フオローアツプ調節、
３０，３０′……導線、３１……リング要素、３
２……発光要素、３４……リング要素、３６，３
６′……導線、３７……受信要素、４１……絶縁
ホース、Ｍ……測定ゾンデ、Ｋ……刺激カテーテ
ル。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １ 中央静脈の血液酸素飽和（So2）の測定され
    た変化に応じての心臓ペースメーカーの周波数調
    整方法において、 ａ） 光学的測定ゾンデ（Ｍ）を用いて中央静脈
    の血液酸素飽和度So2を、光送信要素３２から
    出され血液４４で反射される光が光受信要素３
    ７で電流を生じるように測定され、前記電流が
    一定の探測電圧（Uk）において測定ゾンデＭ
    を通る電流の増大（ΔIs）を生じるか一定の電
    流（IK）において探測電圧（Us）の減少を生
    じることと、 ｂ） 調整量（Bs1）が式 Bs1＝ΔSo2・Δto／ΔSo2max・Δt1 の形で形成され、該式は測定される中央静脈の
    血液酸素飽和度の比較的短い時間間隔（Δt1）
    （秒、分）の範囲内での変化（ΔSo2）を比較的
    長い時間間隔（Δto）（時間、日等）の範囲で
    測定される中央静脈の血液酸素飽和度の最大変
    化量（ΔSo2max）により割られてなることを
    示し、 ｃ） 心臓ペースメーカーの刺激周波数（）が
    差形成器１７により、調節量（Bs1）が負もし
    くは正の値を有し、その量（｜Bs1｜）が一定
    の値（A1）を越えるときはいつも時間間隔
    （ΔA1）に続いて別の時間間隔（Δt2）の間に刺
    激周波数（）が量（Δf1）だけ増大もしくは
    減少されるように調整され、その際周波数変化
    が予め与えられた限界値（imn）もしくは
    （max）に達する間だけ行なわれることを特
    徴とする方法。 ２ 第２の最適にする調節が刺激周波数（）
    を、調節量（Bs1）の量（｜Bs1｜）が量（A1）
    より小さく保持される（すなわち｜Bs1｜＜A1）
    時間間隔（Δts）に続いて、その都度刺激周波数
    （）が自動的に別の量（Δf2）だけ増大もしく
    は減少されるように調節されることと、 続いて別の調整量（Bs4）が式 Bs4＝ΔSo2・Δto／ΔSo2max・Δt4 の形で形成され、 式は予め与えられた別の比較的短い時間間隔
    （Δt4）（秒・分）の範囲内で測定される中央静脈
    の血液酸素飽和度の変化が比較的長い時間
    （Δto）内で測定される中央静脈の血液酸素飽和
    度の最大変化（ΔSo2max）で割られることより
    なることと、別の比較的短い時間間隔の後別の調
    節量（Bs4）が、周波数増大が別の調節量（Bs4）
    の増大を別の一定の値（A2）を越えて生じると
    きにのみ維持し、周波数領域は別の調節量
    （Bs4）の減少が別の一定値（A2）の負の値より
    以下に生じないときにも維持するように評価され
    ることを特徴とする請求項１に記載の方法。 ３ 刺激周波数（）の最適の調節が、例えば刺
    激周波数が予め与えられた固定値0より大であ
    るとき値Δ2だけの独自の周波数変化がしばしば
    負であり、刺激周波数が前記固定周波数より小
    さいときしばしば正であることにより達成される
    固定周波数0に対する傾向制御装置２５を有する
    ことを特徴とする特許請求の範囲第２項に記載の
    方法。 ４ ｜Bs1｜＞A1の場合、時間Δt5にあらかじめ
    自動的に周波数変化Δ2が起つたかどうか、どの
    記号が周波数変化をもつたかを確定し、そしてフ
    イードバツク制御によつて形成される答えをBs1
    ＞Ａに反対しているとこの周波数変化Δ2を逆転
    する制御器が設けられ、したがつてフイードバツ
    ク制御器の最適の調節に対して優位を確保する制
    御器が設けられることを特徴とする特許請求の範
    囲第２項又は第３項に記載の方法。 ５ プログラム制御（Ｖ）が測定値捕捉及び測定
    値評価を刺激パルスを送る直前又は後にもしくは
    心臓自己刺激における検知信号を受けた後に開始
    することを特徴とする特許請求の範囲第１項に記
    載の方法。 ６ 一定電圧（Uk）測定パルスもしくは一定電
    流（Ik）測定パルスの値が長い期間（週乃至月）
    に最大値貯蔵器１４に貯蔵された値So2maxに、
    しかも要求される測定精度にとつて十分な値が測
    定ゾンデ（Ｍ）の最小電流使用量における
    So2maxのために得られることができるように依
    存していることを特徴とする特許請求の範囲第１
    項に記載の方法。 ７ 制御器が、測定値評価及び周波数調節におい
    てエラーを限界値比較より検出し、何れのエラー
    においても刺激周波数（）を一つの固定周波数
    （0）に切換え、刺激のための測定ゾンデ（Ｍ）
    への２つの導線３０，３６が流れ電気的に架橋す
    ることを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載
    の方法。 ８ (a) 光学的測定ゾンデ（Ｍ）が只２つの活性
    光電構造要素３２，３７の少なくとも１つの組
    合せ、すなわち投光要素３２と受光要素３７並
    びに付加的に半導体素子D0を有すること、 (b) 光学的測定ゾンデ（Ｍ）が刺激電極(E)を有す
    る刺激カテーテル(k)中に組込まれていること、 (c) 光学的測定ゾンデ（Ｍ）が刺激カテーテル(k)
    中を導かれている只２つの電気導線３０，３
    ６，３０′，３６′を介して制御回路７と連結さ
    れていること、 (d) 制御回路７が測定ゾンデ（Ｍ）により測定信
    号（UM）を生じること、 (e) 信号変成回路８が光学的測定ゾンデ（Ｍ）及
    び制御回路７により得られた測定信号（UM）
    を妨害信号から分離し、増幅し（デジタル）周
    波数調節器のためにデジタル信号形に変形する
    ことを特徴とする中央静脈の酸素飽和度の測定
    された変化に依存して心臓ペースメーカーの周
    波数を調節する装置。 ９ 測定ゾンデ（Ｍ）に投光要素３２例えば発光
    ダイオード（LED）と受光素子例えばフオトト
    ランジスタが、npn（pnp）フオトトランジスタを
    利用する場合にダイオード（LED）のカソード
    がフオトトランジスタのエミツター（コレクタ
    ー）と、そしてダイオード（LED）のアノード
    をフオトトランジスターのコレクター（エミツタ
    ー）と連結されるように並列に接続されているこ
    とを特徴とする特許請求の範囲第８項に記載の装
    置。 １０ 測定ゾンデ（Ｍ）において半導体ダイオー
    ド（D0）が、ダイオード（D0）のカソードが発
    光ダイオード３２のアノードとダイオード（D0）
    のアノードが光検知ダイオード３２のカソードと
    連結されるように集積されていることを特徴とす
    る特許請求の範囲第８項又は第９項に記載の装
    置。 １１ 測定ゾンデ（Ｍ）のトリガ制御回路７が電
    気的パルス発生器により形成されており、該パル
    ス発生器が制御されるゾンデ電圧（Uk）もしく
    はゾンデ電流（Ik）の正及び負のパルス（＋
    UMM、−UMF）を発生し、該パルスが少なくとも
    １つの作動抵抗（RV）を介して、抵抗（RV）で
    の電圧（UM）が測定信号（UM）として利用可能
    であるように、測定ゾンデ（Ｍ）への導線３０，
    ３６に与えられることを特徴とする特許請求の範
    囲第８項〜第１０項の何れがに記載の装置。 １２ 作動抵抗（RV）にシーケンス状に接する
    正及び負のパルス（＋RMM、−UMF）を加算回路で
    加算することと固有の測定パルス（UMM）と一緒
    に保持される測定誤差が特に導線３０，３６の抵
    抗変化及び測定ゾンデ（Ｍ）の温度変化により除
    去されることを特徴とする特許請求の範囲第１１
    項に記載の装置。 １３ 測定ゾンデ（Ｍ）の本体が互いに絶縁され
    た２つの金属リング要素３１，３４から構成さ
    れ、該リング要素が少なくとも１つの発信要素３
    ２もしくは受信要素３７の担持体として作用し、
    同時にゾンデ導線３６，３０に対する電気的連続
    片であることを特徴とする特許請求の範囲第８項
    〜第１２項の何れかに記載の装置。 １４ 多くの投光要素３２と受光要素３７がカソ
    ード(k)の横断面の測定角度が360までとることが
    できるようにカソード(k)の軸線のまわりに円形状
    にリンク要素３１，３４の上に配置されているこ
    とを特徴とする特許請求の範囲第８項〜第１３項
    の何れかに記載の装置。 １５ 測定ゾンデ（Ｍ）へ両方の電気導線３０，
    ３６が同時に刺激電極(E)への電流供給部として作
    用することを特徴とする特許請求の範囲第９項〜
    第１５項の何れかに記載の装置。 １６ ガラスからなる透明保護外套３９が測定ゾ
    ンデ（Ｍ）を囲んでいることを特徴とする特許請
    求の範囲第８項〜第１４項の何れかに記載の装
    置。 １７ 測定ゾンデ（Ｍ）がワイヤー巻線として形
    成された電気刺激導線３０と透明外部絶縁ホース
    ４１との間に絶縁ホースが中断されることも基本
    的に変形されることもないように配置されている
    ことを特徴とする特許請求の範囲第８項〜第１６
    項の何れかに記載の装置。 １８ 測定ゾンデ（Ｍ）が心臓(H)の膜蓋弁の領域
    での内移植の最に配置されることができるように
    すなわち刺激電極の約４〜８cm後方に配置される
    ことができるように測定ゾンデ（Ｍ）がカテーテ
    ル(k)中に集成されることを特徴とする特許請求の
    範囲第８項〜第１７項の何れかに記載の装置。
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