JPH034877A - 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、設定可能な刺激強度により組織収縮を電気
的に刺激するための手段と、刺激された＆ｌ織収縮を検
出するための検出器装置と、検出器装置が刺激の後に刺
激された組織収縮を検出するように刺激強度を自動的に
設定する刺激強度の設定のための操作手段とを有する生
物の体内に植え込み可能な医学装置に関するものである
。さらに、この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。ここで刺激強度という用語
は広範囲な意味で用いられており、個々にまたは組み合
わせて刺激強度に対する尺度を表し得るものとして、刺
激のための手段が働く継続時間、頻度、繰り返し周波数
、振幅などを含むものとする。

〔従来の技術〕

このような装置では刺激強度の自動的設定は、一方では
各刺激が実際に刺激された組織収縮に通ずることを保証
する目的で、また他方ではこれが不必要に高い刺激強度
により達成されないことを保証する目的で行われる。高
い刺激強度は一般に高いエネルギー需要を意味する。植
え込まれた医学装置の場合にはエネルギー源として通常
は制限された容量の電池が設けられているので、不必要
に高い刺激強度は電池、従ってまた装置の寿命の・観点
であらゆる状況のもとに回避すべきである。

冒頭に記載した種類の装置では、刺激された組織収縮が
一般に直接に刺激に続いてのみ行われ得るという問題が
生ずる。しかしこの時点で刺激エネルギーを与えられる
組織は電気的エネルギー量の供給の結果としてまだ分極
されている。それによって、検出器装置が過制御され、
従って正常な検出が可能でないという危険が生ずる。　
ＴＩｉかに検出器装置を既に確実な電位平衡が行われた
ときに初めて能動化することは可能であるが、その場合
にはこの時点で検出がもはや可能でないという危険が生
ずる。さらに直接に刺激に続いて、電位平衡をひきおこ
す別のエネルギー供給を行うことが可能である。電位平
衡のために、刺激に比較してわずかなエネルギー量が必
要とされるにしても、この追加的なエネルギー量受容は
望ましくない。

なぜならば、それは常に電池の寿命に不利に作用するか
らである。

〔発明が解決しようとする課８］ 本発明の課題は、冒頭に記載した種類の装置を、刺激さ
れた事象の確実な検出が保証されており、また装置のエ
ネルギー節減作動が保証されているように構成すること
である。さらに、本発明の課題は、このような装置を作
動させるための方法であって、信卸性が高くかつエネル
ギーを節減できる作動を可能にする方法を示すことであ
る。

〔課題を解決するための手段〕

本発明によれば、本発明の装置に関する課題は、検出器
装置が刺激された組織収縮を、刺激された組織の電気的
インピーダンスに相応する信号において検出することに
より解決される。刺激された組織の電気的インピーダン
スはその時間的経過の点で確かに組織の収縮活動に相当
するが、刺激された組織が場合によっては供給された刺
激エネルギーの結果として分極されていることにより全
く影響されないので、本発明による装置の場合には、検
出器装置の過制御の危険が生ずることなしに、または刺
激された組織の減極のためのエネルギー供給を必要とす
ることなしに、刺激された組織収縮の確実な検出が可能
である。ただし、刺激された組織の電気的インピーダン
スに相当する信号に直流電圧成分が重畳されていないこ
とが保証されているべきであろう。

このことは、請求項２にあげられている本発明の好まし
い実施Ｂｍにおいて保証されている。この実施態様では
、変調可能な電流源の両端の電圧降下の交流電圧成分が
正しい位相で復調されるので、専ら刺激された組織のイ
ンピーダンス経過を再現し、また刺激された組織の分極
により惹起される擾乱（たとえば直流電圧成分）の影響
のない信号が得られる。

請求項３による本発明の実施態様の場合には、各刺激が
、実際に刺激された組織収縮に通ずることを保証するた
めに必要な刺激強度よりも、そのつどの患者に存在する
個別の所与の条件に関係して選定可能な安全余裕だけ、
高い値に設定される。

その際に刺激強度の最小値は、刺激された１１１＃ｓ収
縮をレリーズするために少なくとも必要である刺激強度
を表すいわゆる刺激しきいに相当する。刺激しきいはさ
まざまな影ｇ（ホルモンレベル、−日の時間区分など）
の結果として変化するが、設定された刺激強度は刺激し
きいの時間的経過に合わされているので、すべての状況
のもとに、刺激強度、従ってまたエネルギー需要が必要
以上に高いことなしに、本発明による装置の確実な作動
が保証される。

組織収縮は、自発性組織収縮が生じないときにのみ刺激
され、従って自発性組織収縮の必要な検出は電気的イン
ピーダンスに相応する信号の検出によっても行われ得る
けれども、請求項５による本発明の好ましい実施態様で
は、別の検出器装置が刺激すべき組織の収縮活動に相応
する電気的信号により自発性の組織収縮を検出するため
に設けられている。このことは、刺激された＆１ｌｓｅ
の電気的インピーダンスに相応する信号の形成が成るエ
ネルギー需要と結び付けられているという状況を考慮に
入れて、刺激された組織収縮を検出するため・の検出装
置が短い時間中しか直接に刺激に続いて能動化されなく
てよく、従ってエネルギー需要が無視可能に小さいとい
う利点をもたらす、自発性の°組織収縮を検出する役割
をする別の検出器装置のエネルギー需要は刺激された組
織収縮に対する検出装置のエネルギー需要より明白に小
さい。

本発明の方法に関する課題は請求項７にあげられている
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、２つの相い続く第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
はたとえば数時間のオーダーの継続時間を有してよい。

すなわち、刺激された事象を検出するための検出装置は
より大きい時間間隔で作動に入れられればよく、このこ
とは装置のエネルギー需要、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。刺激しきいの跳躍的な変
化は通常は生じないので、ここに説明される間歇的な作
動の仕方により患者に対する不利な結果を生ずるおそれ
はない、それにもかかわらず、なんらかの擾乱の場合に
、設定された刺激強度の補正が迅速に行われ得る。なぜ
ならば、請求項８により、たとえば数分のオーダーの継
続時間を有する時間間隔をおいた第２の時点で、設定さ
れた刺激強度が、刺激された組織収縮をレリーズするた
めに、なお十分に高いか否かが検査されるからである。

請求項９ないし１２による方法は、各刺激が１つの刺激
された組織収縮をレリーズする刺激強度の最小値に合わ
されている刺激強度が設定されるという利点をもたらす
。これによって、刺激強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な値よりも高い値に設定され
ないことが保証されている。すなわち、一方では刺激が
実際に刺激された組織収縮を生じさせること、また他方
では装置のエネルギー需要ができるかぎり小さく保たれ
得ることが保証されている。

請求項１３ないし１６による方法は刺激強度の最小値の
求め方に関するものである。その際に、刺激しきいの上
昇の場合には、刺激強度の相応のより高い最小値が迅速
に見い出され、従って不成功な刺激の数が最小限度に制
限されていることが保証されている。刺激しきいの低下
の場合には刺激強度のより小さい最小値がステップ状に
多くの第１の時点で求められる。このことは、刺激しき
いのごく短時間の低下の際に刺激強度が、刺激が不成功
にとどまる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１７による方法によれば、刺激強度の自動的設定
の間に２つの相い続く刺激の少なくとも１つが刺激され
た組織収縮をレリーズし、従って刺激強度の自動的設定
の間にも刺激すべき組織の十分な刺激が保証されるとい
う利点が得られる。

〔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（Ｉ）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（Ｉ）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（Ｉ）から双
極性電極（３）が生物の（図解的に示されている）心Ｎ
（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（Ｉ）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）
（７）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（Ｉ０，１１）を介してマイクロプ
ロセッサ（５）と接続されている。ＲＡＭ　（７）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　（７）の切換（およびその逆）
の役割をする導線（Ｉ３）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　（７）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（
パことを意味する。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（７）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（Ｉ４）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（Ｉ）の作動に対する時間基
準を成す。

心臓ペースメーカ（Ｉ）のマイクロプロセッサ（５）は
全体として（Ｉ５）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（Ｉ６，１７
，１８）を有する。

チャネル（Ｉ６）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（Ｉ６）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１！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
されている導線（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・−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御信号を供給
する。これらのアナログ制御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！（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（Ｉ７）は、専ら自然心拍の検出の役割をする
第１の検出器装置（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ｒ１１！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の検出器装置（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）振幅ををする事象が生ずる
ときに発生する。マイクロプロセッサ（５）は導線（３
０）を介してアナログ−ディジタル変換器（３１）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、すなわち事象が心臓（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
すると、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（Ｉ４）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（Ｉ７）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４５０ｍｓ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
不惑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。不惑時間はそれぞれベース時間間隔
と同時に進行し始め５、またマイクロプロセンサ（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（Ｉ７）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）によっ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
出が相対不惑時間の間に行われると、マイクロプロセン
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。心臓ベースメーカ（Ｉ）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（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（Ｉ）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（４
１）の送信／受信コイル（４２）は、心臓ペースメーカ
（Ｉ）を植え込まれた生物の身体表面上に、心臓ペース
メーカ（Ｉ）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ＲＯＭ　（６）およびＲＡＭ（７）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（Ｉ）の’ＲＡＭ（
７）にプログラミング装置（３７）から、心臓ペースメ
ーカ（Ｉ）の作動の仕方、すなわち刺激すべき心！（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）の人力／出力回路（Ｉ５）の
チャネル（Ｉ８）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（Ｉ日）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）を介して双極性電極（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（４６
）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（４日）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徒にするため、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
マイクロプロセンサ（５）は第２の検出器装！（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）が刺激パルスの発住後に、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か
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、ディジクル／アナログイ
ンクフェース（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（２０）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の検出器装置
（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の検出器装置（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ｌ！（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！１１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、マイクロプロセンサ（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（２７）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？１ｆ（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）の感度が少なくとも第１の検出器装置
（２７）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１１Ｆ（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（４３）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／アナログインタフ
ェース（３１）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（２７）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！（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
どの時点でも患者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ｆｆ（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
ンピーダンスと、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ーダンスとから
生ずる。

心臓活動の結果として心臓筋肉組織のインピーダンスは
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１ｉ流Ｂ
（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！（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ｔ流ｉｌ！（５２）を、電流［（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、電流源（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
過を存しほぼ第３図による信号Ｉｓに相当する単種性の
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（
５日）の一方の入力端に到達する。コンパレーク（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／アナログインクフェース（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
レータ（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。コンパレーク（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“Ｏｏ“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）がディジタル／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“ｌ”レベルを有する有
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（
５９）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（４
７）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
てマイクロプロセッサ（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、ｉｔ流［（５２）の変調および復調器（
５６）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（
Ｉ４）の振動からも導き出され得る。

前記の第２の検出器袋！（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、ｉｉ流源（５２）から出力される
交流ｉｔ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、１を掻（３）の接触部分（５１ａ）の範囲内
の心臓筋肉組織が接触部分（５１ｂ）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（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（４３）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
クリ激パルス発注器（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
ー量Ａ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１ｖと、安全余裕Ｍとから成
っている６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Ｖの２５％であってよい追加的な安全
余裕Ｎも存在しでいてよい。

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図中で特定のエネルギー量Ａと
結び付けられた表現ＳＴＩＭは常に、そのつどのエネル
ギー！ｌへ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量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
ｌｌＡ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Ｖを有する。この刺部パ
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Ｉだけ減ぜられた
エネルギー量Ａ＝Ｉを有する刺激パルスが発せられる。

ステップ■はたとえば刺激パルスの最大可能なエネルギ
ーＩＡ、□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１ｖとして最後に存在する値がステッ
プＩだけ滅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１ｖが安
全余裕Ｍだけ高められてセントされる。このことは第４
図中に表現ＳＥＴ　　Ｖ＝Ｉ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■た
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Ｖ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ｉ１Ａ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量Ａ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。

エネルギー量Ａ＝Ｉ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■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量■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Ａ１□を有する刺激パルスが発せられる。

最大エネルギーＩＡ、、、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ＩＡをステップＩ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Ｖが相応に定められる
。しかし、新しいエネルギー量Ａとして、それ以前と違
って、新しい最小エネルギー量Ｖ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ＩＡ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、４ノーマルモード”
でエネルギー量Ａ＝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働者の安全性のため
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へ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１ｖが
別のステップＩたけ高められる。

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量Ａ　＊　ｍ　ｍ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■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
ネルギー量Ａが“ノーマルモード°“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ＩＡ、□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ＩＡ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）が無電流に切り換えられ
る。さらに、５ＩＧＮＡＬにより表される措置が講ぜら
れる。この措置は、プログラミング装置（３７）と心臓
ペースメーカー（Ｉ）とのすぐ次の通信の際に、刺激パ
ルスのエネルギー量へ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、□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■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、□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■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有する時間間隔により互いに隔
てられている多（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Ａ８．．ｌ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ｌｖおよび新しいエネルギー１ｉＡ＝Ｖ＋Ｍ＋
Ｎがセントされ、またこのイ直により“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（、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
継続時間を存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敗している。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１、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ｆｆ１（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５ＥＮ
ＳＥ　　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１１Ｆ（４３
）が能動化される０次いで、第２の検出器装置ｆ！（４
３）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Ｓ、１．の特定の一部分または倍数であって
よい、感度Ｓ＝Ｔ十Ｅ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！（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＋Ｅ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（ＩＳ、、、、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！（４３）により検出された自然心拍が最大感
度Ｓ、１．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
下に相当する感度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Ｔ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・ンプ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（ａＳ、、、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　＋＊ａｙ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　１１ｊ１１に設
定される。さらに、プログラマ（３７）と心臓ペースメ
ーカ（Ｉ）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　＋ａｍ
＋ｒ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３１．８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がセントされる。

それに続いて最小感度丁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ＩＡ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、゛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（２７
）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、先ず最小感度工が新たに、先に°“ノーマ
ルモード”で存在していた感度Ｓに一敗する値にセット
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をセン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（Ｉ４）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シサ（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。

自然心拍を検出するための役割をする検出器装置の感度
の自動的設定が望まれないかぎり、第１の検出器装置（
２７）を含むすべてのチャネルは省略され得る。その場
合には、そのｍ能を第２の検出器装置が引き受ける。説
明された実施例の場合と異なって、その場合には自然心
拍の検出は専ら検出器装置（４３）により行われる。そ
の結果として、検出器袋！（２７）と関連して説明され
ているように、刺激パルスの発生の禁止は検出器装置（
４３）の出力信号により行われる。

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・・・を橿 ３ａ、３ｂ・・・導線 ４・・・心臓 ５・・・マイクロプロセッサ ６・・・続出し専用メモリ　（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 ６〜１８・・・チャネル ０・・・刺激パルス発生器 ｌ・・・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 １・・・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 ５．４６・・・導線 ７・・・制御線 ８・・・導線 ９・・・ディジタル／アナログインタフェース０・・・
制御線 １ａ、５１’ｂ・・・接触部 ２・・・電流源 ３・・・水晶発振器 ４ａ、５４ｂ・・・結合コンデンサ ５・・・差増幅器 ６・・・復調器 ７・・・帯域通過フィルタ ８・・・コンパレータ ９・・・アンド要素

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）設定可能な刺激強度（Ａ）により組織収縮を電気的
   に刺激するための手段（２０）と、刺激された組織収縮
   を検出するための検出器装置（４３）と、検出器装置（
   ４３）が刺激の後に刺激された組織収縮を検出するよう
   に刺激強度（Ａ）を自動的に設定する刺激強度（Ａ）の
   設定のための操作手段（５、２４）とを有する生物の体
   内に植え込み可能な医学装置において、検出器装置（４
   ３）が刺激された組織収縮を、刺激された組織の電気的
   インピーダンスに相応する信号（ＩＳ）において検出す
   ることを特徴とする植え込み可能な医学装置。 ２）検出器装置（４３）が変調可能な電流源（５２）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、周期的な発振器信号（
   Ｐ）を発生する発振器回路（５３）と、検出器回路（５
   ７、５８）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を発するよう
   に変調し、その際に電流源（５２）が双極性電極（３）
   と接続可能な２つの端子を有しており、その際に電流源
   （５２）の両端の電圧降下の交流電圧成分（Ｒ）が復調
   器回路（５６）に供給されており、復調器回路（５６）
   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）を復調し、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１記載の装置。 ３）操作手段（５、２４）が刺激強度（Ａ）を、検出器
   装置（４３）が各刺激の後に刺激された組織収縮を検出
   する刺激強度（Ａ）の最小値（Ｖ）よりも刺激強度（Ａ
   ）の安全余裕（Ｍ、Ｎ）だけ高められた値に設定するこ
   とを特徴とする請求項１または２記載の装置。 ４）操作手段（５、２４）が最小値（Ｖ）を求めるため
   刺激強度（Ａ）を、検出器装置（４３）が少なくとも個
   々の刺激の後に刺激された組織収縮を検出しない値から
   出発して、次第にまさに検出器装置（４３）が各刺激の
   後に刺激された組織収縮を検出するまで高め、また操作
   手段（５、２４）が、検出器装置（４３）が少なくとも
   個々の刺激の後に刺激された組織収縮を検出しない刺激
   強度（Ａ）の値を求めるため、刺激強度（Ａ）を、検出
   器装置（４３）が各刺激の後に刺激された組織収縮を検
   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３記載の装置。 ５）組織収縮を刺激するための手段（２０）が自発性の
   組織収縮の不生起の際にのみ刺激し、また別の検出器装
   置（２７）が刺激すべき組織の収縮活動に相応する電気
   的信号（ＥＳ）により自発性の組織収縮を検出するため
   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。 ６）装置が心臓ペースメーカーとして構成されており、
   その刺激のための手段（２０）が心臓活動を電気的パル
   スにより刺激し、刺激強度の設定のための操作手段（５
   、２４）が刺激パルスのエネルギー量（Ａ）を設定し、
   また組織収縮として心拍が検出されることを特徴とする
   請求項１ないし５の１つに記載の装置。 ７）相い続く第１の時点で刺激強度（Ａ）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６の１つに記
   載の装置を作動させるための方法。 ８）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、最後に設定された刺激強度（Ａ
   ＝Ｖ＋ＭまたはＡ＝Ｖ＋Ｍ＋Ｎ）による刺激の後に刺激
   された組織収縮が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刺激強度（Ａ）が自動的に設
   定されることを特徴とする請求項７記載の方法。 ９）刺激強度（Ａ）の自動的設定の際に刺激強度（Ａ）
   の最小値（Ｖ）が求められることを特徴とする請求項７
   または８記載の方法。 １０）刺激強度（Ａ）として刺激強度（Ａ）の最小値（
   Ｖ）よりも安全余裕（Ｍ）だけ高い刺激強度（Ａ＝Ｖ＋
   Ｍ）が設定されることを特徴とする請求項９記載の方法
   。 １１）最後に求められた最小値（Ｖ）よりも高い刺激強
   度（Ａ）の最小値（Ｖ）が求められる場合に、刺激強度
   （Ａ）の最小値（Ｖ）よりも安全余裕（Ｍ）および追加
   的な安全余裕（Ｎ）だけ高い刺激強度（Ａ＝Ｖ＋Ｍ＋Ｎ
   ）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（Ｖ）にたかだか等しい
   刺激強度（Ａ）の最小値（Ｖ）が求められる場合に、続
   く刺激強度（Ａ）の設定の際に、先に場合によっては存
   在している刺激強度（Ａ）の追加的な安全余裕（Ｎ）が
   省略されることを特徴とする請求項７ないし１１の１つ
   に記載の方法。 １３）刺激強度（Ａ）の最小値（Ｖ）を求めるため、最
   後に求められた最小値（Ｖ）に設定された刺激強度（Ａ
   ＝Ｖ）による刺激の後に刺激された組織収縮が検出され
   るか否かが検査され、また検査の結果が否定の場合には
   刺激強度（Ａ）が、高められた最小値（Ｖ）に設定され
   た刺激強度（Ａ）による刺激の後に刺激された組織収縮
   が検出されるまで、それぞれ定められたステップ（Ｉ）
   だけ高められ、その上で高められた最小値（Ｖ）が刺激
   強度（Ａ）の設定の基礎とされることを特徴とする請求
   項９ないし１１の１つに記載の方法。 １４）刺激強度（Ａ）の最小値（Ｖ）を求めるため、最
   後に求められた最小値（Ｖ）に設定された刺激強度（Ａ
   ＝Ｖ）による刺激の後に刺激された組織収縮が検出され
   るか否かが検査され、また検査の結果が肯定の場合には
   刺激強度（Ａ）が定められたステップ（Ｉ）だけ減ぜら
   れ、その際に減ぜられた最小値（Ｖ＝Ｖ−Ｉ）に設定さ
   れた刺激強度（Ａ）による刺激の後に刺激された組織収
   縮が検出される場合には、減ぜられた最小値（Ｖ＝Ｖ−
   Ｉ）が最小値（Ｖ）として刺激強度（Ａ）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（Ｖ
   ）が維持され、また刺激強度（Ａ）の設定の基礎とされ
   ることを特徴とする請求項９ないし１３の１つに記載の
   方法。 １５）刺激強度（Ａ）の自動的設定の際に、刺激強度（
   Ａ）の最小値（Ｖ）を求める前に、場合によっては存在
   している追加的な安全余裕（Ｎ）だけ減ぜられた最後に
   設定された刺激強度（Ａ＝Ｖ＋ＭまたはＡ＝Ｖ＋Ｍ＋Ｎ
   ）による刺激の後に刺激された組織収縮が検出されるか
   否かが検査され、また検査の結果が否定の場合には刺激
   強度（Ａ）の自動的設定の際に刺激強度（Ａ）の最後に
   求められる最小値（Ｖ）として場合によっては存在して
   いる追加的な安全余裕（Ｍ）だけ減ぜられた最後に設定
   された刺激強度（Ａ＝Ｖ＋ＭまたはＡ＝Ｖ＋Ｍ＋Ｎ）が
   基礎とされることを特徴とする請求項９ないし１３の１
   つに記載の方法。 １６）自発性の組織収縮が検出される場合に、刺激強度
   （Ａ）の自動的設定の際に刺激強度（Ａ）の最後に求め
   られる最小値（Ｖ）として刺激強度（Ａ）の最後に設定
   された値（Ａ＝Ｖ＋ＭまたはＡ＝Ｖ＋Ｍ＋Ｎ）が基礎と
   されることを特徴とする請求項９ないし１３の１つに記
   載の方法。 １７）刺激の後に刺激された組織収縮が検出されない場
   合に、すぐ次の刺激に対する刺激強度（Ａ）がその最大
   値（Ａ＿ｍ＿ａ＿ｘ）に設定されることを特徴とする請
   求項８、１３および１６の１つに記載の方法。