JPH034876A - 植え込み可能な医学装置 - 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、生物の身体内に植え込み可能な医学装置で
あって、生物の生理学的機能に関係して生ずる事象を検
出するための検出器装置を有し、その際に検出器装置の
感度が設定可能である植え込み可能な医学装置に関する
ものである。さらに本発明は、このような装置を作動さ
せるための方法に関するものである。その際に感度とい
う用語は、生理学的機能に相応する信号の検出の際に考
慮される信号パラメータ、たとえば電気的信号の振幅お
よび（または）９！、峻度が検出に通ずるために越えな
ければならないしきい値を意味するものとする。その際
に高い感度には低いしきい値が相応し、低い感度には高
いしきい値が相応する。

〔従来の技術〕

冒頭に記載した種類の装置では、一方では、実際にすべ
ての生起事象が検出されることを保証するため、感度を
できるかぎり高く設定したいし、他方では、生理学的機
能に相応する信号に重畳するノイズを検出器装置が誤っ
て事象として検出する危険を生ずることなしに、特定の
感度を越えることができないという問題が生ずる。従っ
て実際上感度は一般に、上記の規範に関する妥協を示す
値に設定される。

文献「パルス発生器７０４−医師用マニュアル」（Ｐｕ
ｌｓｅ　Ｇｅｎｅｒａｔｏｒ　７０４−Ｐｈｙｓｉｃｉ
ａｎ’ｓ　Ｍａｎｕａｌ）Ｊシーメンスル１１フ社、ソ
ルナ、スウェーデン、１９８５年３月、から心臓ペース
メーカとして構成されている冒頭に記載した種類の装置
は知られている。この心臓ペースメーカは、適当な記録
装置により、心臓ペースメーカの検出器装置に供給され
ている信号を表すいわゆる心臓内心電図（ＩＥＫＧ）を
記録することを可能にする。この信号の記録の際に、心
臓ペースメーカの相応の機能が能動化されている場合に
は、心臓ペースメーカの検出器装置が自然心拍として検
出する事象がマークされる。処置医師はこうして、検出
器装置を先ず記録された信号中の医師が自然心拍として
認識するすべての事象が検出に通ずる感度に設定し得る
。

続いて処置医師は検出器装置の感度を、そのつどの患者
の個別の所与の条件に関係して選定する安全余裕だけ高
い値に設定する。一般に患者は、植え込みと結び付く診
療所滞在の終了後により大きい時間間隔でしか処置医師
を訪ねないので、たとえば心臓の電気的活動に相応する
信号を検出器装置に導（心臓内電極の位置の変化の結果
として、処置医師により選定された検出器装置の感度設
定がもはや相応しない状況が生ずる危険がある。このこ
とは、感度の現在の設定が変化した状況に対して高過ぎ
るか低過ぎるかに関係なく、誤機詣に通じ得る。前者の
場合には、ノイズ信号が誤って自然心拍として検出され
、その結果として心臓の本当は必要な刺激が行われない
危険がある。後者の場合には、すべての生起する自然心
拍が検出されず、その結果として患者の心臓が不必要に
刺激される危険がある０両者は共に望ましくない。なぜ
ならば、少なくとも患者の健康が阻害されるからである
。

〔発明が解決しようとする課題〕

本発明の課題は、冒頭に記載した種類の装置を、検出器
装置が処置医師の介入なしに常に必要な感度で動作する
ように構成することである。さらに本発明の課題は、冒
頭に記載した種類の装置を作動させるための方法であっ
て、患者に対して安全でかつエネルギーを節減する仕方
で変化する状況への検出器装置の感度の適応を可能にす
る方法を提供することである。

〔課題を解決するための手段〕

本発明の装置に関する課題は請求項１の特徴を有する装
置により解決される。それによれば、本来の検出器装置
であり、生物の生理学的機能に関係して生ずる事象を検
出する第１の検出器装置の感度が、参照用としてのみ設
けられている第２の検出器装置により設定される。その
際に、好ましくは第１の検出器装置のそれぞれ設定され
た感度よりも高い感度を有する第２の検出器装置が、第
１の検出器装置とは異なる機能原理で動作すること、す
なわち生理学的機能に関係する事象を他の信号により検
出すること、または少なくとも事象が第１の検出器装置
の場合とは別の信号パラメータにより検出することは目
的にかなっている。これらの前提のもとに両検出器装置
の感度は場合によってはもはや直接にその数値により比
較され得ないので、第１の検出器装置によりまさになお
検出され得る事象が第２の検出器装置によっても検出さ
れ得ることは、ここでは等しい感度として理解されるも
のとする。第２の検出器装置のより高い感度は、これが
第１の検出器装置によってはもはや検出され得ない事象
をも検出することを特徴する 請求項２は本発明の好ましい実施態様を対象としている
。この実施例では、設定された感度はそれぞれ、各患者
に存在する個別の所与の条件に関係して選定可能な安全
余裕だけ、第２の検出器装置により検出されるすべての
事象の検出のために必要な感度の最小値よりも高い、こ
うして、すべての状況下で本発明による装置の安全な作
動が保証されている。

心臓ペースメーカとして構成された本発明による装置の
別の特に有利な実施Ｊ！！ｉ４ａは請求項５に示されて
いる。この実施態様は、第２の検出器装置による事象の
検出が第１の検出器装置による等しい事象の検出の数ｍ
ｓ後に行われるという利点を有する。こうして検出が同
時に生じないので、第２の検出器装置により検出される
事象が第１の検出器装置によっても検出されるか否かが
容易に確認可能である。なぜならば、それぞれ第２の検
出器装置による事象の検出の短時間前に検出が第１の検
出器装置によっても行われているからである。

また、第２の検出器装置と生物の心臓との接続を形成す
るために必要な電極は同時に、第１の検出器装置に心臓
の電気的活動に相応する信号を供給する役割をする。

請求項６に示されている本発明の別の実施態様は、心臓
のインピーダンスに相応する信号が純粋な交流電流測定
により得られるという利点を存する。それにより、たと
えば心臓の筋肉の組織が刺激パルスの直後にその静止電
位から偏差する電位を導くことにより生じ得る有害な影
響が回避される。さらに、測定が非常に高い周波数、た
とえば数ｋＨｚの交流電流により行われる場合には、第
１の検出器装置の擾乱が排除されている。なぜならば、
これはこのような高い周波数には応答しないからである
。

本発明の方法に関する課題は請求項８に示されている方
法により解決される。それによれば、感度の設定は連続
的にではなく、それぞれ相い続く第１の時点でのみ行わ
れ、その際に２つの相い続く第１の時点の間の時間間隔
は時間のオーダーの継続時間であってよい。すなわち第
２の検出器装置はより大きい時間間隔で作動するだけで
よく、このことは装置のエネルギー節減、従ってまた装
置に給電する電池の寿命に有利に作用する。第１の検出
器装置の感度の跳躍的な変化は一般に必要でないので、
上記の間歇的な作動の仕方は患者に不利な結果を与える
おそれはない。しかしながら、なんらかの擾乱の場合に
は迅速に第１の検出器装置の感度の補正が行われ得る。

なぜならば、請求項９により、中間に分のオーダーの継
続時間が位置する第２の時点で、第１の検出器装置の設
定された感度が、第２の検出器装置により検出される事
象を検出し得るために十分に高いか否かがチエツクされ
るからである。

請求項１０ないし１３による方法は、第２の検出器装置
により検出される各事象を第１の検出器装置が検出する
第１の検出器装置の感度の最小値に対応している第１の
検出器装置の感度が設定されるという利点を有する。こ
れにより、第１の検出器装置の感度が、場合によっては
安全余裕を考慮に入れて、無条件に必要である感度より
も高くないことが保証されている。すなわち、一方では
誤検出が回避されており、他方ではすべての事象が第１
の検出器装置により検出されることが保証されている。

請求項１４ないし１７による方法は、第１の検出器装置
の感度の最小値の求め方に関するものである。その際、
感度の最小値の上昇の場合には、第１の検出器装置によ
り検出され得ない事象の数が最小限度に制限されている
ように、感度のより高い最小値が迅速に見い出され得る
ことが保証されている。感度の最小値の減少の場合には
、より小さい最小値がより大きい変化の際にステップ状
により多くの第１の時点で求められる。このことは、感
度の最小値のごく短時間の変化の際に第１の検出器装置
の感度が、事象が検出され得ない危険が生ずるほどに下
げられないという利点をもたらす。

請求項１８による方法によれば、第１の検出器装置の感
度の自動的設定の間に２つの相い続く事象のうち少なく
とも１つが検出され、従って第１の検出器装置の感度の
自動的設定の間にも生理学的機蛯の十分な刺激が保証さ
れているという利点をもたらす。

〔実施例］ 以下、図面により本発明を一層詳細に説明する。

第１図には本発明が、全体として（１）を付されている
心臓ペースメーカにより示されている。

心臓ペースメーカ（１）の構成部分は、導電性材料、た
とえばチタンから成る（図解的に示されている）密封ケ
ース（２）のなかに入れられている。

ｖＶＩモードで動作する心臓ペースメーカ（１）から双
極性電極（３）が生物の（図解的に示されている）心Ｒ
（４）に通じており、またそこで心室、好ましくは右心
室に植え込まれている。双極性電極（３）は２つの導線
（３ａ、３ｂ）を有する。

心臓ペースメーカ（１）はなかんずくマイクロプロセッ
サ（５）を含んでおり、これに読出し専用メモリ（ＲＯ
Ｍ）（６）および書込み一読出しメモリセル（ＲＡＭ）
のが対応付けられており、これらはデータ線（８，９）
およびアドレス（１０，１１）を介してマイクロプロセ
ッサ（５）と接続されている。ＲＡＭ　のにはマイクロ
プロセッサ（５）からさらに、書込み作動から読出し作
動へのＲＡＭのの切換（およびその逆）の役割をする導
線（１３）が通じている。ＲＯＭ（６）には、心臓ペー
スメーカのすべての機能を制御するプログラムが記憶さ
れている。以下で、 マイクロプロセッサ（５）が特定の機能を実行するとい
うときには、マイクロプロセッサ（５）がＲＯＭ　（６
）に記憶されているプログラムの実行によりＲＡＭの内
に位置しているデータまたはたとえば入力回路を介して
供給されるデータの利用のもとにそのつどの機能の実行
のために働くことを意味する。マイクロプロセッサ（５
）が１つのパラメータに対して特定の値を設定するとい
うときには、一般に別に言及されていないかぎり、特定
の値に相応するデータがマイクロプロセッサ（５）によ
りアクセスされ得るＲＡＭ　のに記憶されていることを
意味する。

マイクロプロセッサ（５）と水晶発振器（１４）が接続
されており、この水晶発振器はマイクロプロセッサ（５
）の作動のために必要なりロック信号の発生の役割をし
、さらに心臓ペースメーカ（１）の作動に対する時間基
準を成す。

心臓ペースメーカ（１）のマイクロプロセッサ（５）は
全体として（１５）を付されている入力／出力回路を有
し、この人力／出力回路は複数のチャネル（１６，１７
，１８）を有、する。

チャネル（１６）は心臓（４）に必要な場合に刺激パル
スを供給する役割をする。従ってチャネル（１６）は、
出力線（２１）により電極（３）の導線（３ａ・）と接
続されている信号出力端と、基準電位に通ずる端子とを
有する刺激パルス発生器（２０）を有する。基準電位に
通ずる端子はケース（２）と電気的に接続されている。

このことは、基準電位に通ずる刺激パルス発生器（２０
）の端子もケース（２）も接地シンボルを付されている
ことにより示されている。双極性電極が存在しているが
、刺激性は単極でも行われる。刺激パルス発生器（２０
）は、マイクロプロセッサ（５）の相応の出力端と接続
されている導Ｍ（２２）を介して、刺激パルスの発生の
ために能動化可能である。刺激パルスの継続時間および
振幅、従ってまたエネルギー量に関するディジタルデー
タはマイクロプロセッサ（５）から導線（２３）を介し
てディジタル／アナログインタフェース（２４）に到達
する。ディジタル／アナログインタフェース（２４）は
刺激パルス発生器（２０）に制御導線（２５）を介して
ディジタルデータに相応するアナログ制′ａ信号を供給
する。これらのアナログ制？ＩＩ＋信号は刺激パルス発
生器（２０）を、必要の際に特定のエネルギー量の刺激
パルスを発生し、またこうして生物の心臓（４）を特定
の刺激強度により刺激するように設定する。

チャネル（１７）は、専ら自然心拍の検出の役割をする
第！の検出器装置ｌ＆（２７）を有する。第１の検出器
装置（２７）は、電極（３）の導線（３ａ）と入力線（
２８）を介して接続されている信号入力端と、基準電位
に通ずる端子とを有する。

その際に、接地シンボルにより示されている基準電位は
刺激パルス発生器（２０）の相応の端子およびケース（
２）が通じている等しい基準電位である。双極性電極（
３）が存在しているが、第１の検出器装置（２７）によ
る自然心拍の検出は単極性でも行われる。第１の検出器
装置（２７）が、それに電極（３）の導線（３ａ）を介
して供給され心臓（４）の電気的活動に相応する信号の
なかで自然心拍を検出すると、第１の検出器装置（２７
）は導線（２９）を介してこのことを示す信号をマイク
ロプロセッサ（５）の相応の入力端に与える、この信号
は第１の検出器袋ｆｆ（２７）が、心臓（４）の電気的
活動に相応する信号のなかに自然心拍に対して典型的な
急峻度および（または）振幅を有する事象が生ずるとき
に発生する。マイクロプロセッサ（５）は導線（３０）
を介してアナログ−ディジタル変換器（３Ｉ）と接続さ
れており、このアナログ−ディジタル変換器（３１）は
マイクロプロセッサ（５）から供給されたディジタルデ
ータを相応のアナログ信号として制御線（３２）を介し
て第１の検出器装置（２７）に伝達する。ディジタルデ
ータまたは相応のアナログ信号は、第１の検出器装置（
２７）の感度、すなわち事象が心Ｎ（４）の電気的活動
に相応する信号のなかで自然心拍として検出されるため
に少なくとも有していなければならない急峻度および（
または）振幅を設定する役割をする。制御線（３３）を
介してマイクロプロセッサはさらに第１の検出器装置（
２７）に、自然心拍の検出を示す信号がマイクロプロセ
ッサ（５）に到達し得ないようにマイクロプロセッサ（
５）を完全に遮断する信号を供給し得る。

マイクロプロセッサ（５）が導線（２９）を介して、第
１の検出器装置（２７）による自然心拍の検出に相応す
る信号を受けると、または導線（２２）を介して刺激パ
ルス発生器（２０）を刺激パルスの発生のために能動化
するき、マイクロプロセッサ（５）はカウンタとして動
作し始め、また水晶発振器（１４）の振動から導き出さ
れるベース時間間隔に相応するクロックパルスの数をカ
ウントし始める。ベース時間間隔は、心臓（４）を自然
心拍の不在の際に刺激する刺激周波数を決定する。ベー
ス時間間隔の間にチャネル（１７）を介して、自然心拍
の検出を示す信号がマイクロプロセッサ（５）に到達し
ないと、マイクロプロセッサ（５）はベース時間間隔の
経過の際に導線（２２）を介して刺激パルス発生器（２
０）を能動化する。刺激パルスの発生に続いて、マイク
ロプロセッサ（５）は新たに刺激周波数を決定するベー
ス時間間隔に相応するクロックパルスの数をカウントし
始める。それに対して、マイクロプロセッサ（５）がベ
ース時間間隔の進行の間に自然心拍の検出を示す信号を
第１の検出器装置（２７）から受けると、マイクロプロ
セッサ（５）は、別の時間間隔、いわゆる不感時間が経
過しているかぎり、上記のカウント過程を中断し、また
刺激パルスの発生が行われることなしに上記のカウント
過程をを最初から開始する。すなわち第１の検出器装置
（２７）による自然心拍の検出は刺激パルスの発生を禁
止する。たとえば４００ｍ５と２０００ｍｓとの間の値
にプログラム可能なベース時間間隔よりも基本的に短い
不感時間はたとえば２５０ｍｓと４５０ｍ５との間継続
する（プログラム可能）、不感時間は通常１２５ｍ５の
継続時間を有する絶対不感時間と、すべての設定された
不感時間の残りの時間が割り当てられる相対不感時間と
に分割されている。不感時間はそれぞれベース時間間隔
と同時に進行し始め１、またマイクロプロセッサ（５）
により、ベース時間間隔を求める役割もする等しいカウ
ント過程の間に求められる。絶対不感時間の間はチャネ
ル（１７）のなかで第１の検出器装置（２７）が遮断さ
れており、このことは、マイクロプロセッサ（５）が第
１の検出器装置！（，２７）に制御線（３３）を介して
相応の信号を供給することにより達成される。第１の検
出器装置（２７）の遮断の結果として絶対不感時間の継
続中は第１の検出器装置（２７）によフては検出は全く
不可能である。すなわち相応の信号がマイクロプロセッ
サ（５）に到達し得ない。

絶対不感時間の経過の後にマイクロプロセッサ（５）は
、第１の検出器装置（２７）が自然心拍を検出し得るよ
うに、第１の検出器装置（２７）を再び能動化する。検
出が相対不感時間の間に行われると、マイクロプロセッ
サ（５）は、不惑時間の経過後の検出と対照的に、ベー
ス時間間隔を求めるためのカウント過程を中断せずに、
それを続行し、また刺激パルス発生器（２０）の能動化
によりそれを終了する。しかしながらマイクロプロセッ
サ（５）は自然心拍の検出の後にもう一度完全な不感時
間を開始する。これにより、誤検出に通ずる高周波擾乱
の場合に自然心拍の生起に関係なく、それぞれプログラ
ムされたベース時間間隔により決定された刺激周波数を
有する刺激パルスが発生されることが達成される。また
、自発性心拍周波数が、自然心拍の生起が毎回相対不感
時間内で行われるほどに高いならば、それぞれプログラ
ムされたベース時間間隔により決定された刺激周波数を
有する刺激パルスの発生が、自発性心拍周波数がそれぞ
れ設定された不感時間に相応する周期の逆数である周波
数以下に低下するまで行われる。この機能により特定の
再発心、臓頻拍の終了が可能である。

マイクロプロセッサ（５）は導線（３４）を介して遠隔
測定回路（３５）と接続されており、この遠隔測定回路
（３５）には送信／受信コイル（３６）が接続されてい
る。心臓ペースメーカ（１）はこうしてキーボード（３
８）およびモニター（３９）を有する外部プログラミン
グ装置Ｆ（３７）とデータを交換し得る。なぜならば、
プログラミング装置（３７）は導線（４０）を介して第
２の遠隔測定回路（４１）と接続されており、この遠隔
測定回路（４１）に同様に送信／受信コイル（４２）が
接続されているからである。心臓ペースメーカ（１）と
プログラミング装置（３７）との間のデータ交換のため
にプログラミング装置（３７）に付属の遠隔測定回路（
４１）の送信／受信コイル（４２）は、心臓ベースメー
カ（１）を植え込まれた生物の身体表面上に、心臓ペー
スメーカ（１）の送信／受信コイル（３６）と誘導的に
結合されている状態に置かれる。こうしてプログラミン
グ装置（３７）にＲＣＩＭ（６）およびＲＡＭののなか
に位置しているデータを検査のために供給することがで
きる。さらに、心臓ペースメーカ（１）のＲＡＭのにプ
ログラミング装置（３７）から、心臓ペースメーカ（１
）の作動の仕方、すなわち刺激すべき心ｗ＆（４）との
協同作用の仕方に影響および変更を及ぼすために、変更
されたデータまたは追加的なデータを供給することがで
きる。この過程は一般にプログラミングと呼ばれる。

マイクロプロセッサ（５）の入力／出力回路（１５）の
チャネル（１日）は、マイクロプロセッサ（５）がＲＯ
Ｍ　（６）に記憶されているプログラムにより一方では
刺激強度、すなわち刺激パルス発生器（２０）により発
生される刺激パルスのエネルギー量を、刺激パルスが実
際に刺激された心拍をトリガするように設定し、また他
方では第１の検出器装置（２７）の感度を、すべての自
然心拍の無擾乱かつ安全な検出が保証されているように
設定することを許すデータをマイクロプロセッサ（５）
に与える役割をする。チャネル（１８）はこの目的で、
自然心拍の検出のためにも刺激された心拍の検出のため
にも用いられる第２の検出器装置（４３）を含んでいる
。第２の検出器装置（４３）は２つの端子を有し、それ
らの一方は導線（４４）を介して双極性を極（３）の導
線（３ａ）と、また他方は導線（４５）を介して電極（
３）の導線（３ｂ）と接続されている。第２の検出器装
置（４３）は、前記の第１の検出器装置（２７）と異な
り、自然心拍のみでなく、前記のように刺激パルス発生
器（２０）により発生された刺激パルスに基づいて生ず
る刺激された心拍をも検出、、する、第２の検出器装置
（４３）が刺激された心拍または自然心拍、すなわち自
発的に生ずる心拍を検出すると、相応の信号が導線（４
Ｇ）を介して第２の検出器装置（４３）の出力端からマ
イクロプロセッサ（５）の相応の入力端に到達する。マ
イクロプロセッサ（５）は制御線（４７）を介して相応
の信号により第２の検出器装置（４３）の出力を阻止し
得る。第２の検出器装置（４３）の感度は、マイクロプ
ロセッサ（５）が導線（４８）を介してディジタル／ア
ナログインタフェース（４９）にディジタルデータを供
給し、これらのディジタルデータをディジタル／アナロ
グインタフェース（４９）が相応のアナログ信号に変換
し、このアナログ信号が第２の検出器装置（４３）に導
線（５０）を介して供給されていることによって、マイ
クロプロセッサ（５）により設定可能である。アナログ
信号は、後で一層詳細に説明される仕方で、マイクロプ
ロセッサ（５）が通常は第１の検出器装置（２７）の感
度よりも高く、少なくとも等しい高さに設定する第２の
検出器装置の感度を決定する。

絶対不感時間の経過後にのみマイクロプロセッサ（５）
により出力をレリーズされる第１の検出器装置（２７）
の場合と異なり、第２の検出器装置（４３）の場合には
、刺激された心拍の検出を可能にするため、検出が絶対
不感時間の間にも行われ得なければならない、すなわち
マイクロプロセッサ（５）は第２の検出器装置（４３）
の出力を絶対不感時間の経過後に自然心拍の生起または
刺激パルスの発生まで自然心拍の検出のためにレリーズ
す、るだけでなく、さらに刺激パルスの発生の数ｍｓ後
に短い時間間隔、たとえば１００ｍ５にわたり自然心拍
の検出のためにレリーズする。

しかし、その際に、第２の検出器装置（４３）による刺
激された心拍の検出も自然心拍の検出も刺激パルスの発
生を禁止し得ないことが重要である。

このことは前記の前提のもとに第１の検出器装置（２７
）による自然心拍の検出によってのみ行われ得る。

刺激パルス発生器（２０）により発生される刺激パルス
のエネルギー量の自動的設定は、マイクロプロセッサ（
５）が刺激パルスの発生後に、その場合にレリーズされ
た第２の検出器装置（４３）の出力端から導線（４６）
を介して刺激された心拍の検出を示す信号が到来するが
否かを検査するように行われる。検査の結果が否であれ
ば、マイクロプロセッサ（５）は、マイクロプロセッサ
（５）がディジタル／アナログインタフェース（２４）
にディジタルデータを供給し、ディジタル／アナログイ
ンタフェース（２４）がこれらのディジタルデータをア
ナログ信号に変換し、このアナログ信号が刺激パルス発
生器（２ｏ）を、刺激パルス発生器（２０）が先に存在
したエネルギー量にくらべて高められたエネルギー量を
有する刺激パルスを発生するように設定することによっ
て、すぐ次の刺激パルスのエネルギー量を高める。この
ことは、第２の検出器装置（４３）が刺激パルスの後に
それぞれ刺激された心拍を検出する刺激パルスのエネル
ギー量に対する設定が見い出されるまで行われる。その
際にマイクロプロセッサ（５）はディジタル／アナログ
インタフェース（２４）を介して刺激パルス発生器（２
０）を、発生される刺激パルスのエネルギー量が、第２
の検出器装置（４３）がまさになお刺激パルスの発生の
後に刺激された心拍を検出する最小エネルギー量（エネ
ルギー量の最小値）と、安全余裕、たとえば最小エネル
ギー量の５０％との和に相当するように設定する。その
際に最小エネルギー量は、刺激された心拍をレリーズし
得るために刺激パルスのエネルギー量が少なくとも達し
なければならないいわゆる刺激しきいに相当する。

最小エネルギー量を求めるため、マイクロプロセッサ（
５）は刺激パルスのエネルギー量を、第２の検出器装！
（４３）が一連の刺激パルスの各刺激パルスの後に刺激
された心拍を検出する値から出発して、次第に、少なく
とも個々の刺激パルスの後に第２の検出器装！（４３）
により刺激された心拍がもはや検出不可能であるまで低
下させる。こうして見い出されたエネルギー量の値から
出発してマイクロプロセッサ（５）は再び刺激パルスの
エネルギー量を次第に、−層詳細には、まさに第２の検
出器装置（４３）が各刺激パルスの後に再び刺激された
心拍を検出するまで高める。

こうして見い出された値は刺激パルスの最小エネルギー
量を表す。

刺激パルスのエネルギー量の前記の設定により、一方で
は患者の安全性が保証されることが達成される。なぜな
らば、刺激が常に最小エネルギー量よりも安全余裕だけ
高いエネルギー量を有する刺激パルスにより行われるか
らである。他方において、刺激パルスの発生による装置
のエネルギー需要が必要以上に高くないことが保証され
る。なぜならば、刺激パルスのエネルギー量が常に必要
な最小エネルギー量に合わされているからである。

第１の検出器装置（２７）の感度の自動的設定は、マイ
クロプロセッサ（５）が絶対不感時間の経過後に、第２
の検出器装置（４３）により検出される自然心拍が第１
の検出器装置（２７）によっても検出されたか否かを検
査するように行われる。このことは、マイクロプロセッ
サ（５）がそれぞれ絶対不感時間の経過後に第１および
第２の検出器装置（２７または４３）を能動化するので
可能である。自然心拍の検出が第２の検出器装置（４３
）によってのみ行われると、マイクロプロセッサ（５）
は、マイクロプロセッサ（５）がディジタル／アナログ
インタフェース（２４）にディジタルデータを供給し、
ディジタル／アナログインタフェース（２４）がこれら
のディジタルデータをアナログ信号に変換し、このアナ
ログ信号が第１の検出器装置（２７）の感度を、第１の
検出器装置（２’７）の感度が先に設定された値にくら
べて高められているように設定することによって、第１
の検出器装置（２７）の感度を高める。

このことは、第１の検出器装置（２７）が第２の検出器
装置（４３）により検出された自然心拍を同じく検出す
る第１の検出器装置（２７）の感度に対する設定が見い
出されるまで行われる。この過程に対して第２の検出器
装置（４３）の感度が少な（とも第１の検出器装置（２
７）のそれぞれ設定された感度に相当しなければならな
いことは理解される。しかし、マイクロプロセッサ（５
）はディジタル／アナログインタフェース（４９）によ
り第２の検出器装置（４３）の感度を第１の検出器装置
（２７）の感度よりも明らかに高く設定する。しかし、
その際に注意すべきこととして、第２の検出器装置（４
３）の感度は任意には高められ得ない。なぜならば、擾
乱およびノイズが誤検出に通じないことが保証されてい
なければならないからである。その際にマイクロプロセ
ッサ（５）はディジタル／アナログインクフェース（３
１）を介して第１の検出器装置（２７）の感度を、第１
の検出器装置（２７）の感度が、第１の検出器装置（２
７）がまさになお第２の検出器装置（４３）により検出
される自然心拍を同じく検出する最小エネルギー量（エ
ネルギー量の最小値）よりも安全余裕だけ高いように設
定する。安全余裕としては、たとえば最小エネルギー量
の５０％が考慮の対象になる。

最小感度を求めるため、マイクロプロセッサ（５）は第
１の検出器装置（２７）の感度を、第１の検出器装置（
２７）が第２の検出器装置（４３）により検出される各
自然心拍を同じく検出する値から出発して、次第に、少
なくとも第２の検出器装置（４３）により検出される個
々の自然心拍が第１の検出器装置（２７）によりもはや
検出不可能であるまで低下させる。こうして見い出され
た感度の値から出発してマイクロプロセッサ（５）は第
１の検出器装置（２７）の感度を再び次第に、−層詳細
には、まさに第１の検出器装置（２７）が第２の検出器
装置（４３）により検出される各自然心拍を同じく検出
するまで高める。こうして見い出された第１の検出器装
置（２７）の感度の値は最小感度である。

第１の検出器装置（２７）の感度の前記の設定は、一方
では患者のために感度の安全余裕により、すべての自然
心拍が第１の検出器装置（２７）により実際に検出され
得ることが保証されているという利点をもたらす、他方
では、感度の設定がそのつどの最小感度を基礎として行
われるという手順の結果として、実際に存在する感度が
どの時点でも思考のために無条件に必要である感度より
も高くないことが保証されており、従って誤検出の危険
がごくわずかに過ぎない。

第１図中に単に図解的に示されている第２の検出器装置
（４３）の実施例が第２図に示されている。これは、端
子間に存在する外部インピーダンスに相応する信号を形
成する検出器装置である。

その際に外部インピーダンスという用語は、外部インピ
ーダンスのなかに第２の検出器装置（４３）の入力イン
ピーダンスが含まれていないことを言い表すものである
。すなわち外部インピーダンスは、いわゆる第２の検出
器装置（４３）から見た源インピーダンスである。この
源インピーダンスは、導線（３ａおよび３ｂ）を有し第
２図中に図解的に示されている双極性電極（３）のイン
ピダンスと、植え込まれた電極において心臓と電気的に
接続されている接触部分（５１ａおよび５１ｂ）の間に
位置している心臓筋肉組織のインピダンスとから生ずる
。

心臓活動の結果として心臓筋肉組織のインピダンスは心
臓活動と同調して変化する。このことは、いくつかの自
然心拍に対して心臓の電気的活動に相応する信号ＥＳが
心臓の電気的インピーダンスに相応する信号Ｉｓと比較
して示されている第３図から明らかである。

心臓のインピーダンス、従ってまた心臓活動に相応する
電気的信号は第２の検出器装置（４３）の場合には、第
２の検出器装置（４３）が双極性の変調可能な電流源（
５２）を有し、この電流源（５２）が源インピーダンス
に対して並列に第２の検出器装置（４３）の端子の間に
接続されていることにより得られる。電流１ｌｌ（５２
）は一定の振幅と期待される心拍数よりも明らかに大き
い一定の周波数とを有する方形波信号Ｐを発生する発振
器（５３）と接続されている。方形波信号Ｐとしてはた
とえば４ｋＨｚが用いられる。

発振器（５３）は電流源（５２）を、電流源（５２）が
周波数および波形の点で発振器（５３）の信号に相当し
かつ零線に対して対称である一定振幅の交流電流Ｑを発
生するように変調する。この交流電流Ｑは第２の検出器
装置（４３）に接続されている源インピーダンスを通っ
て流れる。

源インピーダンスの両端に交流電流により生ずる電圧降
下は、入力端で結合コンデンサ（５５ａおよび５５ｂ）
を介して導線（４４および４５）と接続されている差増
幅器（５４）により増幅される。結合コンデンサ（５５
ａ、５５ｂ）が用いられているので、差増幅器（５４）
は、それぞれ存在する源インピーダンスに対する尺度と
して交流電流により生ずる電圧降下のみを増幅する。電
極（３）のインピーダンスは変化しないので、源インピ
ーダンスの変化は専ら心臓活動の結果としての心臓のイ
ンピーダンス変化に基づいて行われる。同じく零線に対
して対称に変化する差増幅器（５４）の出力信号Ｒは心
臓のインピーダンス変化、従ってまた心臓活動を反映す
る。

差増幅器（５４）の出力信号は復調器（５６）に供給さ
れる。この復調器（５６）は差増幅器（５４）の出力信
号を、復調器（５６）に発振器（５３）の信号が供給さ
れているので、電流１ｆＩ（５２）の変調に対して正し
い位相関係で復調し、従って復調器（５６）の出力端に
は、心臓または心臓活動のインピーダンス経過に相当す
る経過を有しほぼ第３図による信号ｔＳに相当する単極
性の信号が現れる。

この信号は帯域通過フィルタ（５７）に供給されている
。この帯域通過フィルタ（５７）の伝達関数は、周波数
または急峻度に関して心拍（自然心拍または刺激された
心拍）に対して典型的である信号成分のみが帯域・通過
フィルタ（５７）を通過し得るように選定されている。

帯域通過フィルタ（５７）の出力信号はコンパレータ（
５８）の一方の入力端に到達する。コンパレータ（５８
）はその振幅を、その他方の入力端に制御線（５０）を
介して供給されているしきい値信号と比較する。しきい
値信号はディジタル／アナログインタフェース（４９）
の出力信号である。帯域通過フィルタ（５７）の出力信
号の振幅がしきい値信号のレベルを超過すると、コンパ
レーク（５８）の出力信号はその一方の極値から他方の
極値へ跳躍移行し、その際に、帯域通過フィルタ（５７
）の出力信号の振幅がしきい値信号以下に低下すると、
コンパレータ（５８）の出力信号に関して初期状態が再
び形成される。コンパレータ（５８）の出力信号は、帯
域通過フィルタ（５７）の出力信号の振幅がしきい値信
号を超過しないかぎり、論理“０”の値を有する。しき
い値信号の超過が生ずると、コンパレータ（５８）の出
力信号は論理゛１″に跳躍移行する。すなわちマイクロ
プロセッサ（５）がディジクル／アナログインタフェー
ス（４９）を介してしきい値信号を、しきい値信号が自
然心拍の際にも刺激された心拍の際にも生ずる帯域通過
フィルタ（５７）の出力信号を超過するレベルに相当す
るように設定すると、コンパレータ（５８）の出力端に
、心拍の検出の場合に論理“１”レベルを存する有する
信号が得られる。

しかし、コンパレータ（５８）の出力信号はマイクロプ
ロセッサ（５）に直接には供給されず、アンド要素（５
９）の一方の入力端に到達し、その出力端がマイクロプ
ロセッサ（５）に通ずる導線（４６）と接続されている
。アンド要素（５９）の他方の入力端には制御線（４７
）が接続されている。こうして、マイクロプロセッサ（
５）がアンド要素（５９）に制御線（４７）を介して論
理“１”レベルを有する有する信号を供給することによ
って、マイクロプロセッサ（５）が第２の検出器装置（
４３）をレリーズするときにのみ、すなわち第１図と関
連して説明された時間間隔の間のみ、自然心拍または刺
激された心拍の検出を示す信号が導線’（４６）を介し
てマイクロプロセンサ（５）に到達し得ることは明らか
である。

さらに、第２図には示されていない仕方で、心臓ペース
メーカーの電流需要を低減するため、第２の検出器装置
（４３）を、それが必要とされない時間中は、無電流に
切り換えることが可能である。

発振器（５３）は必ずしも特別な回路として存在してい
なくてもよい、電流源（５２）の変調および復調器（５
６）の同期化のために必要とされる方形波信号は、マイ
クロプロセッサ（５）と接続されている水晶発振器（１
４）の振動からも導き出され得る。

前記の第２の検出器装置（４３）の構成は、刺激された
心拍の検出と関連して、心臓のインピーダンスに相応す
る電気的信号が専ら、電流源（５２）から出力される交
流電流の結果として生ずる源インピーダンスの両端の電
圧降下に基づいて求められるという利点をもたらす、刺
激パルスの直後に刺激パルスの検出が行われなければな
らず、電極（３）の接触部分（５１ａ）の範囲内の心臓
筋肉組織が接触部分（５ｌ　ｂ）の範囲内の心臓筋肉組
織の電位から偏差する電位を有するという状況の結果と
しての不利な影響は生じ得ない。

第１の検出器装置（２７）の自動的設定と関連して、第
２の検出器装置（４３）の前記の実施例は、同じ心拍の
検出が第１および第２の検出器装置（２７，４３）によ
り同時に行われないという利点をもたらす（もしこの検
出が同時に行われれば、マイクロプロセッサ（５）によ
る処理の際に問題を生じるおそれがあろう）、それどこ
ろか第２の検出器装置（４３）による検出は第１の検出
器装置（２７）による相応の検出の短時間後に行われる
。すなわち、第１の検出器装置１１Ｆ（２７）の感度の
自動的設定と関連して、マイクロプロセッサ（５）は、
第２の検出器装置（４３）による自然心拍の検出に第１
の検出器装置（２７）による相応の検出器が先行してい
るか否かのみを検査すればよい、第２の検出器装置（４
３）の交流電流による第１の検出器装置（２７）の擾乱
のおそれはない、なぜならば、交流電流の周波数は、第
１の検出器装置が応答し得ないような高い周波数を有す
るからである。

刺激強度の自動的設定および感度の設定がどのようにし
て行われるかを第１図に関連して既に説明したので、次
にこれに関係する作動の仕方を第４図および第５図に関
連して一層詳細に説明する。

第４図には刺激強度、すなわち刺激パルスのエネルギー
量の自動的設定のための作動方法が示されている。この
方法によれば、刺激強度の連続的な設定は行われない、
それどころか心臓ペースメーカーはたいていの時間中は
、第２の検出器装置（４３）が無電流に切り換えられて
おりまたマイクロプロセッサ（５）が全く刺激パルスの
エネルギー量の設定のために働いていない“ノーマルモ
ード”と呼ばれる作動の仕方に位置している。これはエ
ネルギー節減の理由から行われ、また患者に対して不利
な点を与えることなしに可能である。

なぜならば、刺激しきいは通常非常に徐々にしか変化せ
ず、従って刺激パルスのエネルギー量の自動的設定はよ
り大きい時間間隔で行えば十分であるからである。いま
の場合、これは中間にそれぞれ数時間のオーダーの時間
間隔をおく第１の時点で行われる。この時間間隔の間に
刺激パルス発生器（２０）は心臓を、最後に行われたエ
ネルギー量の自動的設定の際に設定されたエネルギー量
Ａを有する刺激パルスにより刺激する。このエネルギー
ｆＡは、第２の検出器装置（４３）により検出可能な刺
激された心拍をレリーズするために必要な刺激しきいに
相当する最小エネルギーｆ■と、安全余裕Ｍとから成っ
ている。後でまた説明する特別な場合には、たとえば最
小エネルギー量■の２５％であってよい追加的な安全余
裕Ｎも存在していてよい。

刺激パルス発生器（２０）が“ノーマルモード”で前記
のエネルギー量（Ａ）により刺激することは表現ＳＴＩ
Ｍ　　Ａ＝Ｖ＋ＭまたはＳＴＩＭ　　Ａ＝Ｖ＋Ｍ＋Ｎで
表されている。また第４回中で特定のエネルギー量Ａと
結び付けられた表現ＳＴＴＭは常に、そのつどのエネル
ギーＩＡの刺激パルスが発せられることを意味する。

各第１の時点で行われる刺激強度の自動的設定の途中で
、第２の検出器装置が能動化され、また先ず定められた
数の刺激パルス、第１図中では例としてエネルギー１１
Ａ＝Ｖ＋Ｍを有する４つの刺激パルスに対して、第２の
検出器装置（４３）がそれぞれ刺激された心拍を検出す
るか否かが検査される。刺激された心拍の検出は第４図
中に表現ＤＥＴにより示されており、他方において刺激
の後の刺激された心拍の不生起は表現Ｎｏ　　ＤＥＴに
より示されている。またその際に刺激パルスのエネルギ
ー量Ａは、先に追加的な安全余裕が存在したか否かに無
関係に、Ａ＝Ｖ＋Ｍである。

定められた数の刺激パルスの各々に対して後続の刺激さ
れた心拍が検出されると、すぐ次の刺激パルスは最後に
見い出された最小エネルギー量■を有する。この刺激パ
ルスも刺激されたパルスの検出に通ずると、後続の刺激
の際に、もう−度定められたステップ■だけ減ぜられた
エネルギー量Ａ＝Ｖ−１を有する刺激パルスが発せられ
る。ステップＩはたとえば刺激パルスの最大可能なエネ
ルギーＭＡ、ｌｌｘの特定の一部分であってよい、この
刺激パルスも刺激された心拍の検出に通ずると、このこ
とは、刺激しきいが低下していることを意味する。従っ
て、新しい最小エネルギー量■として最後に存在する値
がステップ１だけ減ぜられてセットされ、また刺激パル
スの新しいエネルギー！ｉＡとして新しい最小エネルギ
ー量■が安全余裕Ｍだけ高められてセントさブれるつこ
のことは第４図中に表現ＳＥＴ　　Ｖ＝Ｖ−１およびＳ
ＥＴ　　Ａ＝Ｖ＋Ｍにより表される。また第４図中で表
現ＳＥＴはパラメータの表現と結び付いて常に、このパ
ラメータに新しい値が対応付けられることを意味する。

先に存在するエネルギー量よりも、強調すべきこととし
てステップＩだけ低い新たにセットされたエネルギー量
Ａにより、心臓ペースメーカはその場合に°°ノーマル
モード°”で刺激する。

刺激しきいが２つの相い続く第１の時点の間に、ステッ
プＩよりも大きい最小エネルギー量■の低下が可能であ
るほどに、低下することは確かに基本的には考えられよ
う。それにもかかわらず患者の安全性のためにステップ
Ｉだけしか低下されない、刺激しきいが実際に、エネル
ギー量Ａの別の低下を許すレベルに安定するものとすれ
ば、この別の低下はエネルギーＩＡのすぐ次の自動的設
定の途中でなお十分早期に行われる。

エネルギーＩＡ＝Ｖ−１を有する刺激パルスが刺激され
た心拍の検出に通じないと、このことは、刺激しきいが
最後の第１の時点以後に変化していないことを意味する
。従って、“ノーマルモード”への復帰が行われる前に
、再び以前の最小エネルギー量Ｖおよび以前のエネルギ
ー量Ａがセットされる。

既に最後に見い出された最小エネルギー！■による刺激
が刺激された心拍の検出に通じないと、すなわち刺激し
きい５が高められていると、もはや刺激パルスとしてと
どまらないことを保証するため、先ず最大可能なエネル
ギー量Ａ□、を有する刺激パルスが発せられる。

最大エネルギー量Ａ□８を有するこの刺激パルスの後に
刺激された心拍が検出されると、すぐ次の刺激として、
最後の最小エネルギー量Ａをステップｒだけ高めたエネ
ルギー量に相当するエネルギー量Ａ＝Ｖ＋１による刺激
が行われる。この刺激が刺激された心拍の検出に通ずる
と、新しい最小エネルギー量■が相応に定められる。し
かし、新しいエネルギーＩＡとして、それ以前と違って
、新しい最小エネルギー１ｖと安全余裕Ｍとの和が設定
されるだけではない。それどころか、前記の追加的な安
全余裕Ｎだけエネルギー１ｔＡの上昇が行われる。それ
により、すぐ次の第１の時点まで、すなわちエネルギー
量Ａのすぐ次の自動的設定まで、′ノーマルモード°゛
でエネルギー１１Ａ＝Ｖ＋Ｍ＋Ｎにより刺激される。こ
れは、刺激しきいの別の上昇の場合に患者の安全性のた
めに既に相応の安全措置を講するために行われる。すぐ
次の第１の時点までに刺激しきいの別の上昇が生じない
場合には、先の実施例から生ずるように、追加的な安全
余裕Ｎだけのエネルギー量Ａの上昇は行われない。

ステップＩだけ高められた最小エネルギー量による刺激
が自然心拍の検出に通じないと、最小エネルギー量Ｖが
別のステップＩだけ高められる。

しかし、もう−度高められた最小エネルギー量Ｖによる
刺激の前に先ず最大エネルギー貴人〇、による刺激が行
われる。これは、刺激された心拍の検出に通ずる最小エ
ネルギー量Ｖが見い出されるまで繰り返され、その上で
、ステップＩの数に相応して先に存在したエネルギー量
Ａよりも追加的な安全余裕Ｎだけ高い新しいエネルギー
ＩＡが“。

ノーマルモーｒ°゛に対して直前に説明したように設定
される。

最大エネルギー量Ａ。８による刺激も刺激された心拍の
検出に通じないと、すべての別の刺激に対するエネルギ
ー量Ａとして最大エネルギー量Ａ□、が設定され、また
第２の検出器装置（４３）が無ｉｔ流に切り換えられる
。さらに、５ＩＣＮＡＬにより表される措置が講ぜられ
る。この措置は、プログラミング装！（３７）と心臓ペ
ースメーカー（１）とのすぐ次の通信の際に、刺激パル
スのエネルギー量Ａの自動的設定が可能でなかったこと
、従ってまた最大エネルギー量Ａ、、８に移行されたこ
とを処置医師に認識させ得る報知が発せられることに通
ずる。

既に、前記のように刺激パルスのエネルギー量Ａの自動
的設定の開始時に発せられる定められた数の刺激パルス
の１つが刺激された心拍の検出に通じないならば、この
ことは、刺激しきいが、たとえば心臓内に植え込まれた
電極の端の位置移動により、エネルギー量Ａ−Ｖ＋Ｍよ
りも大きい刺激パルスの最小エネルギー量Ｖが必要であ
るまで上昇していることを意味する。従って先ず、最大
エネルギー量Ａ　ａ　ａ　Ｗを有する刺激パルスの発生
が行われる前に、最小エネルギー量ＶがＶ＝Ｖ＋Ｍに高
められ、それに続いて、′ノーマルモード”への復帰が
行われる前に、新しい最小エネルギー量Ｖを求めるため
の前記の方法ステップおよび新しいエネルギー量Ａのセ
ットが、追加的な安全余裕Ｎを考慮に入れて行われる。

２つの相い続く第１の時点の間に、それぞれたとえば分
のオーダーの継続時間を存する時間ｒｊＩ隔により互い
に隔てられている多くの第２の時点が存在しているが、
少なくとも１つの第２の時点で、最後に設定されたエネ
ルギー量、すなわちＡ−Ｖ十ＭまたはＡ−Ｖ＋Ｍ＋Ｎを
有する定められた数の刺激パルスの後にそれぞれ刺激さ
れた心拍の検出が行われるか否かが検査される。この目
的で“ノーマルモード”が終了され、また第２の検出器
装置（４３）が能動化される。定められた数、第４図の
場合には４つのすべての刺激パルスに対して刺、激され
た心拍の生起が検出されると、“ノーマルモード”への
復帰が行われる。それと異なり、刺激パルスの１つに対
して刺激された心拍の検出が生じないと、すぐ次の刺激
として最大エネルギー量Ａ１．、による刺激が行われる
。それに続いて、前記の仕方で刺激パルスの新しい最小
エネルギー量Ｖおよび新しいエネルギー量Ａ＝Ｖ＋Ｍ＋
Ｎがセットされ、またこの値により“ノーマルモード”
に復帰する。

第２の時点での前記の検査は同じく、なんらかの擾乱ま
たは刺激しきいの異常な変化を迅速に顧慮するため、患
者の安全性のために行われる。

第４図および第５図の比較によりわかるように、第１の
検出器装置（２７）の感度の自動的設定のための第５図
中に示されている作動方法は刺激パルスのエネルギー量
の自動的設定のための作動方法にイ以ている。

第１の検出器装置（２７）の感度に関しても連続的な設
定は行われない、それどころか心臓ペースメーカーはた
いていの時間中はその“ノーマルモード゛°と呼ばれる
作動モード、すなわち第２の検出器装置（４３）が無電
流に切り換えられている作動モードにある。これは第１
の検出器装置（２７）の感度の設定を顧慮しても患者に
対して不利なしに可能である。なぜならば、状況は通常
は、第１の検出器装置（２７）の感度の連続的な設定が
必要であるほどに迅速には変化しないからである。すな
わち、感度の設定を、中間にそれぞれ数時間のオーダー
の継続時間を有する時間間隔をおく第１の時点で行えば
十分である。第１の検出器装置（２７）の感度の自動的
設定のための第１の時点は、それが刺激パルスのエネル
ギー量の自動的設定が行われる第１の時点の直前または
直後に位置するように選定されていることが目的にかな
っている。

相い続く第１の時点の間に位置している時間間隔の間は
第１の検出器装置（２７）の感度は、最後に行われた自
動的設定の際に設定された感度に一致している。この感
度Ｓは、第２の検出器装置（４３）により検出される自
然心拍を第１の検出器装置（２７）によっても検出し得
るために必要な最小感度Ｔと、感度の安全余裕Ｘとから
成っている。後でまた説明される特別な場合には、たと
えば最小感度Ｔの２５％であってよいもう１つの感度の
追加的な安全余裕Ｙが存在していてよい。

第１の検出器装置（２７）が前記の感度Ｓに設定されて
いることは５ＥＮＳＥ　　５＝Ｔ−Ｘまたは５ＥＮＳＥ
　　５＝Ｔ−Ｘ−Ｙにより示されている。その際に安全
余裕ＸまたはＹが最小感度Ｔから差し引かれる。なぜな
らば、より高い感度Ｓは通常、感度Ｓのより小さい数値
に相当するからである。また第５図中で特定の感度Ｓと
結び付けられた５ＥＮＳＥは常に、第１の検出器装置（
２７）の感度Ｓがそのつどの値に設定されていることを
意味する。

各第１の時点で行われる第１の検出器装置（２７）の感
度の自動的設定の途中で第２の検出器装置（４３）が能
動化される。次いで、第２の検出器装置（４３）により
検出された定められた数の自然心拍、第５図中ではたと
えば４つの自然心拍に対して、これらが、先に“ノーマ
ルモード”で追加的な安全余裕Ｙが存在していたか否か
に無関係に、感度５＝Ｔ−Ｘに設定されている第１の検
出器装置（２７）によっても検出されるか否かが検査さ
れる。第１の検出器装置（２７）による自然心拍の検出
は第５図中にＤＥＴにより示されている。第２の検出器
装置（４３）により検出された心拍の検出が第１の検出
器装置（２７）により生じないと、このことはＮｏ　　
ＤＥＴにより示されている。

第２の検出器装置（４３）により検出された定められた
数の自然心拍のすべての自然心拍が第１の検出器装置（
２７）によっても検出されると、第１の検出器装置（２
７）の感度Ｓは最後に見い出された最小感度Ｔに設定さ
れる０次いで第１の検出器装置（２７）がすぐ次の第２
の検出器装置（４３）により検出された自然心拍を検出
すると、第１の検出器装置（２７）の感度Ｓはもう一度
定められたステップＥだけＳ＝Ｔ＋Ｅに減ぜられる。

ステップＥはたとえば第１の検出器装置（２７）の最大
可能な感度８．１８の特定の一部分または倍数であって
よい、感度Ｓ＝Ｔ十Ｂを有する第１の検出器装置（２７
）がすぐ次の第２の検出器装置（４３）により検出され
た自然心拍を同じく検出すると、第１の検出器装置（２
７）の新しい最小感度ＴとしてＴ＝Ｔ＋Ｅが、また第１
の検出器装置（２７）の新しい感度Ｓとして５＝Ｔ−Ｘ
がセットされ、このことはＳＥＴ　　Ｔ＝Ｔ十已および
ＳＥＴ　　５＝Ｔ−Ｘにより示されている。また第５図
中でパラメータと結び付けられたＳＥＴは常に、示され
ている値への相応のパラメータの新しいセットが行われ
ることを意味する。先に存在した感度よりもステップＥ
だけ小さい前記の新しい感度に、第１の検出器装置（２
７）が次いで°“ノーマルモード”で設定される。

状況が２つの相い続く第１の時点の間に、２つ以上のス
テップＥだけ最小感度の減少が可能であるほどに強く変
化することは確かにあり得よう。

それにもかかわらず患者の安全性のために１つのステッ
プＥだけの減少しか行われない。状況が実際に、第１の
検出器装置（２７）の感度Ｓの別の減少を許すレベルに
安定化すれば、これは感度Ｓのすぐ次の自動的設定の途
中で行われる。

感度Ｓ＝Ｔ＋Ｅを存する第１の検出器装置（２７）がす
ぐ次の第２の検出器装置（４３）により検出された自然
心拍を検出しないと、このことは状況が最後の第１の時
点以後に変化していないことを意味する。従って、最小
感度Ｔおよび感度Ｓは再び、゛ノーマルモード゛への復
帰が行われる前に、先に存在していた値に設定される。

第１の検出″器装置（２７）が既に最後に存在していた
最小感度Ｔにより、第２の検出器装置（４３）により検
出された自然心拍を検出しないと、このことは、最小感
度Ｔの上昇が行われなければならないことを意味する。

しかし、心臓ペースメーカーの正常な機能を患者のため
にできるかぎり広範囲に保持し得るように、先ずすぐ次
の自然心拍の検出まで感度はその最大４ａＳ＃、ｘ、た
だし擾乱および筋肉けいれんが誤検出に通じ得ないよう
に選定されている最大値に設定される。すぐ次の第２の
検出器装置（４３）により検出された自然心拍が最大感
度Ｓ１．８に設定された第１の検出器装置（２７）によ
っても検出されると、第１の検出器装置（２７）は、最
後に存在していた、ステップＥだけ高められた最小感度
Ｔに相当する感度Ｓに設定される。この感度Ｓを有する
第１の検出器装置（２７）がすぐ次の第２の検出器装置
（４３）により検出された自然心拍を検出すると、新し
い最小感度Ｔが相応にセットされる。しかし、新しい感
度Ｓとして、先の場合と異なり、安全余裕Ｘだけ高めら
れた最小感度Ｔが設定されるだけではない。それどころ
か、前記の追加的な安全余裕Ｙだけの別の上昇が行われ
る。すぐ次の第１の時点まで、すなわち“ノーマルモー
ド゛′中は第１の検出器装置（２７）の感度は５＝Ｔ−
Ｘ−Ｙに設定されている。これは、最小感度下の別の上
昇が必要になるであろう場合に既に相応の措置を患者の
安全性のために講するために行われる。すぐ次の第１の
時点までに最小感度Ｔの別の上昇が必要にならない場合
には、前記の実施例から明らかなように、追加的な安全
余裕Ｙは再び省略される。

ステップＥだけ高められた第１の検出器装置（２７）の
最小感度Ｔが、第２の検出器装置（４３）により検出さ
れた自然心拍を同じく検出するのに十分でないと、最小
感度Ｔが別のステップＥだけ高められる。しかし、先ず
第１の検出器装置（２７）の感度が、すぐ次の自然心拍
の検出を可能にするため、その最大値Ｓ、Ｉ□に設定さ
れる。この検出が行われているときに初めて、それに続
く第２の検出器装置（４３）により検出される自然心拍
に対して、検出が別のステップＥだけ高められた感度Ｓ
を有する第１の検出器装置（２７）によっても行われる
か否かが検査される。これは、第１の検出器装置（２７
）が第２の検出器装置（４３）により検出された自然心
拍を同じく検出する新しい最小感度Ｔが見いだされるま
で繰り返される。それに続いて新しい最小感度Ｔおよび
新しい感度Ｓが、直前に説明したように、セットされ、
またこれらの値により”ノーマルモード°゛に移行され
、その際に次いで安全余裕Ｘおよび追加的な安全余裕Ｙ
が存在している。

第２の検出器装置（４３）により検出された自然心拍が
第１の検出器装置（２７）により、これがその最大感度
Ｓイ□に設定されているときにも検出されないと、心臓
ペースメーカのその後の作動に対して第１の検出器装置
（２７）の感度Ｓが最大感度Ｓ、、、に設定される。さ
らに、プログラマ（３７）と心臓ペースメーカ（１）と
のすぐ次の通信の際に処置医師が、第１の検出器装置（
２７）の感度Ｓがその最大感度Ｓ　ｓｘｘに設定された
ことについて注意を喚起されることを保証する措置が講
ぜられる。第１の検出器装置（２７）の感度Ｓをその最
大感度Ｓ　ｔａｎ、に設定する代わりに、第１の検出器
装置（２７）が不能動化され、また第２の検出器装置（
４３）がその代わりに用いられてもよい。

第１の検出器装置（２７）が、その感度が値５＝Ｔ−Ｘ
に設定されている間に、前記の作動方法の開始時に、第
２の検出器装置（４３）により検出された４つの自然心
拍の１つを検出しないと、このことは、第１の検出器装
置（２７）の最小感度Ｔが、ともかく第２の検出器装置
（４３）により検出された自然心拍の第１の検出器装置
（２７）による検出を可能にするため、安全余裕Ｘより
も大きく高められなければならないことを意味する。

従って、この場合には先ず、先に設定された感度Ｓに相
当する新しい最小感度Ｔがセットされる。

それに続いて最小感度Ｔを求めるために前記の仕方で方
法過程が進められ、その上で相応の感度Ｓの設定の後に
“ノーマルモード゛への復帰が行われる。

２つの相い続く第１の時点の間に第１の検出器装置（２
７）の感度Ｓの自動的設定の場合には、刺激パルスのエ
ネルギー量Ａの自動的設定の場合と類似して、中間に数
分のオーダーの時間間隔をおいた多くの第２の時点のう
ちの少なくとも１つの第２の時点で、４ノーマルモード
”で存在していた感度Ｓの設定が本質的になお正しいか
否かが検査される。この目的で“°ノーマルモード”が
終了され、また第２の検出器装置（４３）が能動化され
る。次いで、第２の検出器装置（４３）により検出され
た定められた数の自然心拍、第５図の場合には４つの自
然心拍に対して、これらの心拍が第１の検出器装置（２
７）によっても検出されるか否かが検査される。検査の
結果が定められた数のすべての自然心拍に対して肯定で
あれば、ノーマルモード”への復帰が行われる。自然心
拍の１つに対して第１の検出器装置（２７）による検出
が生じないと、先ず最小感度Ｔが新たに、先に“ノーマ
ルモードパで存在していた感度Ｓに一致する値にセット
される。それに続いて新しい最小感度Ｔが前記の仕方で
求められ、また第１の検出器装置（２７）に対する新し
い感度Ｓをセットしかつ設定した後に“ノーマルモード
°“への復帰が行われる。。

第１および第２の時点は、マイクロプロセッサ（５）が
水晶発振器（１４）によ−り発生されるクロックパルス
の相応の数をカウントすることによって求められるのが
目的にかなっている。

上述の実施例による心臓ペースメーカの主要な機能は適
当にプログラムされたマイクロプロセッサ（５）により
制御されている。しかし相応の機能は従来のように構成
された制御論理回路によっても容易に実現され得る。

第２の検出器装置（４３）の前記の実施例はこの検出器
装置の好ましい実施例である。しかし、同じく自然心拍
を心臓の電気的インピーダンスの時間的経過に相応する
信号または他の信号において検出する多くの他の適当な
検出器装置が使用され得る。

本発明を専ら心臓ペースメーカについて説明したが、本
発明は設定可能な感度を有する検出器装置を有する他の
医学装置にも使用され得る。

【図面の簡単な説明】

第１図は心臓ペースメーカとして構成された本発明によ
る装置のブロック回路図、第２図は第１図による心臓ペ
ースメーカの第２の検出器装置のブロック回路図、第３
図は複数の自然心拍に対して心臓の電気的活動に相応す
る信号および心臓のインピーダンスに相応する信号を示
す図、第４図は第１図による心臓ペースメーカの刺激パ
ルスのエネルギー量の自動的設定のための作動方法を示
すフローチャート、第５図は第１図による心臓ペースメ
ーカの第１の検出器装置の感度の自動的設定のための作
動方法を示すフローチャートである。 １・・・心臓ペースメーカ ２・・・ケース ３・・・電極 ３ａ、３ｂ・・・導線 ４・・・心臓 ５・・・マイクロプロセンサ ６・・・読出し専用メモリ（ＲＯＭ） ７・・・書込み一読出しメモリ（ＲＡＭ）８．９・・・
データ線 １Ｏ１１１・・・アドレス線 １３・・・導線 １５・・・入力／出力回路 １６〜１日・・・チャネル ２０・・・刺激パルス発生器 １・・・出力線 ２．２３・・・導線 ４・・・ディジタル／アナログインタフェース５・・・
制御線 ７・・・第１の検出器装置 ８・・・信号線 ９．３０・・・導線 １・・・ディジタル／アナログインタフェース２．３３
・・・制御線 ４・・・導線 ５・・・遠隔測定回路 ６・・・送信／受信コイル ７・・・プログラミング装置 ８・・・キーボード ９・・・モニタ ０・・・導線 ｌ・・・遠隔測定回路 ２・・・送信／受信コイル ３・・・第２の検出器装置 ４・・・信号線 ４５．４６・・・導線 ４７・・・制御線 ４８・・・導線 ４９・・・ディジタル／アナログインタフェース５０・
・・制御線 ５１ａ、５　ｌ　ｂ　−・・接触部 ５２・・・電流源 ５３・・・水晶発振器 ５４ａ、５４ｂ・・・結合コンデンサ ５５・・・差増幅器 ５６・・・復調器 ５７・・・帯域通過フィルタ ５８・・・コンパレータ ５９・・・アンド要素

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）生物の身体内に植え込み可能な医学装置であって、
   生物の生理学的機能に関係して生ずる事象を検出するた
   めの第１の検出器装置（２７）と、第１の検出器装置（
   ２７）の感度を設定するための操作手段（５、３１）と
   、生理学的機能に関係して生ずる事象を検出するための
   第２の検出器装置（４３）とを有しており、第２の検出
   器装置（４３）の感度が少なくとも１つの第１の検出器
   装置（２７）のそれぞれ設定された感度（Ｓ）に相当し
   ており、その際に操作手段（５、３１）が第１の検出器
   装置（２７）の感度（Ｓ）を自動的に、第１の検出器装
   置（２７）が第２の検出器装置（４３）により検出され
   た事象を検出するように設定することを特徴とする植え
   込み可能な医学装置。 ２）操作手段（５、３１）が第１の検出器装置（２７）
   の感度（Ｓ）を、感度（Ｓ）の安全余裕（Ｘ、Ｙ）だけ
   感度（Ｓ）の最小値（Ｔ）よりも高い値に設定し、第１
   の検出器装置（２７）が第２の検出器装置（４３）によ
   り検出される各事象を検出することを特徴とする請求項
   １記載の装置。 ３）操作手段（５、３１）が、最小値（Ｔ）を求めるた
   め、第１の検出器装置（２７）の感度（Ｓ）を、第１の
   検出器装置（２７）が少なくとも第２の検出器装置（４
   ３）により検出される個々の事象を検出しない値から出
   発して、次第にまさに第１の検出器装置（２７）が第２
   の検出器装置（４３）により検出される各事象を検出す
   るまで高め、また操作手段（５、３１）が、第１の検出
   器装置（２７）が少なくとも第２の検出器装置（４３）
   により検出される個々の事象を検出しない第１の検出器
   装置（２７）の感度（Ｓ）の値を求めるため、第１の検
   出器装置（２７）の感度（Ｓ）を、第１の検出器装置（
   ２７）が第２の検出器装置（４３）により検出される各
   事象を検出する値から出発して、次第に減ずることを特
   徴とする請求項２記載の装置。 ４）装置が心臓ペースメーカとして構成されており、そ
   の第１および第２の検出器装置（２７、４３）が自然心
   拍を検出するために設けられていることを特徴とする請
   求項１ないし４の１つに記載の装置。 ５）第１の検出器装置（２７）が自然心拍を心臓の電気
   的活動に相当する信号において検出し、また第２の検出
   器装置（４３）が自然心拍を心臓の電気的インピーダン
   スの時間的経過に相当する信号（ＩＳ）において検出す
   ることを特徴とする請求項４記載の装置。 ６）第２の検出器装置（４３）が変調可能な電流源（５
   ２）と、復調器回路（５６）と、電流源（５２）および
   復調器回路（５６）と接続されており発振器信号（Ｐ）
   を発生する発振器回路（５３）とを有しており、その際
   に発振器信号（Ｐ）が電流源（５２）を、電流源（５２
   ）が発振器信号（Ｐ）と同期化されている一定振幅の交
   流電流（Ｑ）を発生するように変調し、その際に電流源
   （５２）の両端の電圧降下の交流電圧成分（Ｒ）が、発
   振器信号（Ｐ）により電流源（５２）と同期化されてお
   りまた交流電圧成分（Ｒ）を復調する復調器回路（５６
   ）に供給されており、またその際に復調された信号（Ｕ
   ）が検出器回路（５７、５８）に供給されていることを
   特徴とする請求項５記載の装置。 ７）第２の検出器装置（４３）の電流源（５２）が２つ
   の端子を有し、それらに双極性電極（３）が接続可能で
   あることを特徴とする請求項６記載の装置。 ８）相い続く第１の時点で第１の検出器装置（２７）の
   感度（Ｓ）が自動的に設定されることを特徴とする請求
   項１ないし７の１つに記載の装置を作動させるための方
   法。 ９）２つの相い続く第１の時点の間に位置する少なくと
   も１つの第２の時点で、第２の検出器装置（４３）によ
   り検出される事象が最後に設定された感度（Ｓ＝Ｔ−Ｘ
   またはＴ−Ｘ−Ｙ）を有する第１の検出器装置（２７）
   により同じく検出されるか否かが自動的に検査され、ま
   た検査の結果が否定の場合には第１の検出器装置（２７
   ）の感度（Ｓ）が自動的に設定されることを特徴とする
   請求項８記載の方法。 １０）第１の検出器装置（２７）の感度（Ｓ）の自動的
   設定の際に感度（Ｓ）の最小値（Ｔ）が求められること
   を特徴とする請求項８または９記載の方法。 １１）第１の検出器装置（２７）の感度（Ｓ）として、
   安全余裕（Ｘ）だけ感度（Ｓ）の最小値（Ｔ）よりも高
   い感度（Ｓ＝Ｔ−Ｘ）が設定されることを特徴とする請
   求項１０記載の方法。 １２）最後に求められた最小値（Ｔ）よりも高い第１の
   検出器装置（２７）の感度（Ｓ）の最小値（Ｔ）が求め
   られる場合に、安全余裕（Ｘ）および追加的な安全余裕
   （Ｙ）だけ感度（Ｓ）の最小値（Ｔ）よりも高い感度（
   Ｓ＝Ｔ−Ｘ−Ｙ）が設定されることを特徴とする請求項
   １１記載の方法。 １３）たかだか最後に求められた最小値（Ｔ）に等しい
   第１の検出器装置（２７）の感度（Ｓ）の最小値（Ｔ）
   が求められる場合に、続く感度（Ｓ）の設定の際に先に
   場合によっては存在する追加的な感度（Ｓ）の安全余裕
   （Ｙ）が省略されることを特徴とする請求項８ないし１
   ２の１つに記載の方法。 １４）第１の検出器装置（２７）の感度（Ｓ）の最小値
   （Ｔ）を求めるため、第２の検出器装置（４３）により
   検出される事象が最後に求められた最小値（Ｔ）に設定
   された感度（Ｓ＝Ｔ）を有する第１の検出器装置（２７
   ）によっても検出されるか否かが検査され、また検査の
   結果が否定の場合には感度（Ｓ）が、第２の検出器装置
   （４３）により検出される事象が高められた最小値（Ｔ
   ）を有する第１の検出器装置（２７）によっても検出さ
   れるまでそれぞれ定められたステップ（Ｅ）だけ高めら
   れ、それに基づいて高められた最小値（Ｔ）が第１の検
   出器装置（２７）の感度（Ｓ）の設定の基礎とされるこ
   とを特徴とする請求項１０ないし１２の１つに記載の方
   法。 １５）第１の検出器装置（２７）の感度（Ｓ）の最小値
   （Ｔ）を求めるため、第２の検出器装置（４３）により
   検出される事象が最後に求められた最小値（Ｔ）に設定
   された感度（Ｓ＝Ｔ）を有する第１の検出器装置（２７
   ）によっても検出されるか否かが検査され、また検査の
   結果が肯定の場合には感度（Ｓ）が定められたステップ
   （Ｅ）だけ減ぜられ、その際に、第２の検出器装置（４
   ３）により検出される事象が減ぜられた最小値（Ｔ＝Ｔ
   ＋Ｅ）に設定された感度（Ｓ）を有する第１の検出器装
   置（２７）によっても検出される場合に対しては、減ぜ
   られた最小値（Ｔ＝Ｔ＋Ｅ）が最小値（Ｔ）として第１
   の検出器装置（２７）の感度（Ｓ）の設定の基礎とされ
   、また他の場合には最後に求められた最小値（Ｔ）が持
   続され、また感度（Ｓ）の設定の基礎とされることを特
   徴とする請求項１０ないし１３の１つに記載の方法。 １６）第１の検出器装置（２７）の感度（Ｓ）の自動的
   な設定の際に、感度（Ｓ）の最小値（Ｔ）を求める前に
   、第２の検出器装置（４３）により検出される事象が最
   後に設定された感度（Ｓ＝Ｔ−ＸまたはＳ＝Ｔ−Ｘ−Ｙ
   ）を有する第１の検出器装置（２７）によっても、場合
   によっては存在する追加的な安全余裕（Ｙ）だけ減ぜら
   れて、同じく検出されるか否かが検査され、また検査の
   結果が否定の場合には、第１の検出器装置（２７）の感
   度（Ｓ）の自動的な設定の際に、感度（Ｓ）の最後に求
   められる最小値（Ｔ）として、最後に設定された感度（
   Ｓ＝Ｔ−ＸまたはＳ＝Ｔ−Ｘ−Ｙ）が、場合によっては
   存在する追加的な安全余裕（Ｙ）だけ減ぜられて、基礎
   とされることを特徴とする請求項１０ないし１４の１つ
   に記載の方法。 １７）第２の時点で、第２の検出器装置（４３）により
   検出される事象が同じく第１の検出器装置（２７）によ
   り検出されない場合には、第１の検出器装置（２７）の
   感度（Ｓ）の自動的な設定の際に、感度（Ｓ）の最後に
   求められる最小値（Ｔ）として、感度の最後に設定され
   た値（Ｓ＝Ｔ−ＸまたはＳ＝Ｔ−Ｘ−Ｙ）が基礎とされ
   ることを特徴とする請求項１０ないし１４の１つに記載
   の方法。 １８）第２の検出器装置（４３）により検出される事象
   が第１の検出器装置（２７）によっても検出されない場
   合には、第１の検出器装置（２７）の感度（Ｓ）がすぐ
   次の事象の検出に対してその最大値（Ｓ＿ｍ＿ａ＿ｘ）
   に設定されることを特徴とする請求項９、１４および１
   ７の１つに記載の方法。