JPH0374591B2

JPH0374591B2 -

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Publication number: JPH0374591B2
Application number: JP62133228A
Authority: JP
Priority date: 1987-05-28
Filing date: 1987-05-28
Publication date: 1991-11-27
Also published as: JPS6464671A

Description

【発明の詳細な説明】

本発明は医療装置、特に心臓ペースメーカにお
ける刺激パルス発生周波数を状況に応じて調節す
る回路構成に関するものである。（発明の背景）心臓の一回拍出量は一心拍ごとに心室から送り
出される血液量として定義される。これは心臓の
弛緩期間血液量と収縮期間血液量の差に等しい。
拍出量すなわち単位時間に心室から送り出される
総血液量が心拍数と一回拍出量の積に等しいこと
を考えれば、心臓の状態を決定する際に一回拍出
量が重要な意味を持つことは明らかである。心筋
収縮度の増加などによつて収縮器心臓内容量が減
少した場合や、弛緩期心臓内容量が増加した場合
には、一回拍出量が増加することがある。健康な心臓を持つ人体の場合、心臓の一回拍出
量は安静時から過激な運動時まで広い範囲にわた
つて大体一定に保たれる。緊張による拍出量の増
加は、少なくとも一定量までは主として心拍数の
増加によるものである。また、健康体において
は、心拍数は一定値で安定する傾向があり、激し
い運動状態にあるときにのみ一回拍出量の増加が
起こる。これに対して、ペースメーカを用いて心
拍数を整えている三度の心臓ブロツク患者の場
合、運動中の拍出量の増加は主に一回拍出量の増
加によるものである。しかし、一回拍出量は２〜
2.5倍以上にならないため、このような患者の運
動能力は制限される。心臓ブロツク障害のために心拍数が固定されて
いる人達の一回拍出量は血管負荷状態を知るため
の目安として有用であり、また、準最高限度運動
状態で一回拍出量が一定量になるという研究報告
もあるので、可変心拍数ペースメーカと、その心
拍数を一回拍出量の関数として変化させる手段が
実現できれば好ましいことである。その場合、運
動中の生理的要求に基づく一回拍出量の増加を検
出し得るようにパルス発生器を設計し、パルス周
波数を高くすることによつて一回拍出量を定常値
に戻すようにすればよい。テキサス州ヒユーストンのベイラ医科大学
（Baylor University Cullege of Medisine）の
ゲツズ（L.A.Geddes）他による論文「電気イン
ピーダンスを利用した心室拍出量の連続測定」
（Continuous Measurement of Ventricular
Stroke Volume by Electrical Impedance）が
血管研究センタ会報（Cardiovascular Research
Center Bulletin）1966年４−６月号、Vol.4、No.
４、P.118−131に掲載されており、そこに心室内
配置の分離電極間のインピーダンス変化検出によ
る一回拍出量測定に関する報告がある。心室内の
血液によつて不規則、不定形の電気導体が形成さ
るため、心室内に分離電極を配置して、血液が心
室に出入りする時に分離電極間で観測される瞬時
的インピーダンス変化を検出し得ることは定説化
されている。ヌードソン（Knudeson）他による1980年７月
21日付の出願番号第170947号（米国特許第
4313442号）には、検出されたＰ波の周波数変化
の関数としてペースメーカのパルス発生周波数が
制御される心臓ペースメーカが開示されている。
この構成では、リードの先端に刺激電極が設けら
れ、刺激電極が心尖に接触する状態で配置され
る。刺激電極の先端から内側へ所定長だけ離れた
リード上位置に検出電極が設けられており、検出
電極は心房の右上壁部近傍に位置することにな
る。検出電極で抽出される心房活動（Ｐ波）は適
切な回路で処理された後、デマンド型ペースメー
カの内部パルス周期変更用として利用される。Ｐ
波活動は生理的要求を表すため、前記ヌードソン
の特許による可変心拍数ペースメーカを使用すれ
ば、体の要求に応じて刺激周波数を変えることが
できる。可変心拍機能を持つペースメーカに本発明を組
み合わせると、Ｐ波活動は生理的要求を示す要素
とはならず、その代わりに一回拍出量の変化を検
出することができ、その検出変化に比例する信号
が得られる。その信号を制御信号としてデマンド
型ペースメーカのタイミング回路に供給すること
により、一回拍出量の変化で表される生理的要求
に応じてペースメーカのパルス発生器から刺激パ
ルスが出力される。本発明の方法および装置を心
臓ペースメーカに応用すると、一回拍出量の変化
が最小になるように心室心拍数を調節することが
できる。運動中は、後述の検出回路の機能によつ
て心室内血液量または一回拍出量の変化が検出さ
れ、利用装置の動作パラメータが変更される。例
えば心臓ペースメーカに応用する場合、まず一回
拍出量の変化が検出され、その結果として発生す
る制御信号を利用してパルス周波数を下げること
により、一回拍出量が通常値に戻される。これは
絶対基準一回拍出量との対比によつて実行する
か、あるいは、前記ヌードソンの特許によるシス
テムのように、一回拍出量の変化のみを検出し
て、その変化を最小にする方向へパルス周波数を
調節することによつても可能である。（発明の概要）本発明を実施する場合、右心室の心尖に接する
刺激用の先頭部を設けたリード構成を使用し、こ
のリード上の先頭部より内側位置に、軸方向に分
離された環状検出電極、または半径方向に分離さ
れた２個の縁故状部材からなる環状検出電極を設
け、この電極の先頭部からの距離は、リードが心
室内に配置された時に検出電極が心室内に位置す
るようになつている。分離された検出電極間に
は、500Hz〜5000Hz、1.0μA〜10μA程度の比較的
低い周波数、小振幅の交流信号が供給され、交流
信号は心臓の鼓動と、それに伴う監視中の心室内
の血液量の変化によつて変調され、その変調包絡
線が一回拍出量に比例することが知られている。
その後、変調搬送波に対する濾波、復調、信号処
理が行われ、心臓の一回拍出量に比例する電流信
号が得られる。この電流信号を心臓ペースメーカ
のタイミング回路に供給すれば、ペースメーカの
エスケープ時間を一回拍出量の変化の関数として
制御することが可能である。この変調搬送波ある
いは一回拍出量の変化に比例する電流信号は、そ
の他の医療電子機器、例えば薬剤注入ポンプや外
科医療監視装置、拍出量コンピユータ、不整脈監
視装置などにも利用することが可能である。（実施例）第１図において、発振回路１０の出力は定電流
源１１を介して、心室内の第１、第２の電極１
２，１３に接続される。これらの電極は定電流源
１１の出力端に接続されたリード線上に配置され
ている。発振回路からのパルス周波数は心拍数よ
りもかなり高く、一般に500Hz〜1000Hzの範囲に
設定される。差動増幅器１４の反転入力端は導体
を介して、電極１２へのリード線に接続され、非
反転端は別の導体を介して、電極１３へのリード
線に接続される。差動増幅器１４の出力は変調搬
送波であつて、高域フイルタ１５に入力された
後、導線１６を介して半波整流回路１７に入力さ
れる。半波整流回路の出力は低域フイルタ１８に
よつて搬送波が除去された後、包絡線信号として
信号処理回路１９を介して電圧電流変換回路２０
に入力される。前述の一回拍出量検出回路を心臓
ペースメーカの周期制御に使用する場合、回路２
０の出力は植え込み型パルス発生器２１のタイミ
ング回路部に接続することができる。そして、パ
ルス発生器２１の出力はリード線を介して、心臓
に植え込まれた刺激電極２２に接続される。電圧
電流変換回路２０からパルス発生器のタイミング
回路に供給される信号は一回拍出量の絶対値また
は一回拍出量の変化に比例するが、それは低域フ
イルタ段出力信号の処理方法によつて決まる。第１図のブロツク図による回路の実施に関する
詳細な説明に入る前に、患者の心臓の一回拍出量
パラメータの関数として心拍数を変化させるため
の好適実施例に使用可能なリード構造の設計につ
いて述べる。第２図は使用可能なリードおよび電
極構造の一例を示している。この図に示すよう
に、心臓内リード２３は先端が右心室の心尖部に
位置する先頭電極２２になつており、先頭電極か
ら内側のリード２３軸上に間隔をおいて設けられ
た環状導電電極１２，１３は相互間のインピーダ
ンス変化を検出するためのものである。心臓収縮
周期中に心臓の断面積の減少に従つて検出電極間
１２，１３のインピーダンスが増加することは周
知である。第３図に示す代替リード構造では、単一環状要
素２４を直径方向に分割することにより、軸方向
ではなく直径方向に分離されたほぼ円筒面形状の
電極部材１２，１３が形成される。第２図および第３図の両実施例において、リー
ドは検出電極１２，１３と植え込みパルス発生器
への刺激電極２２にそれぞれ接続された３本の導
線２５，２６，２７を絶縁管２３で被覆した形状
になつている。電極１２，１３は絶縁管２３の外
表面に配置され、植え込み時には体液にさらされ
る。第２図に示す環状二電極構造の場合、このシス
テムは固定長（環状電極１２および１３の間隔）
の体積導電体（volume conductor）と可変断面
積によつてモデル化される。この電極構造におい
て、断面は、リードの挿入される右心室の縦軸に
対して垂直になる。周知の電気抵抗計算式Ｒ＝ρ
ｌ／Ａから、心臓収縮周期における断面積Ａの減少に応じて、二電極間の測定抵抗値が増加する。同
様に、心臓拡大周期に血液が心室に充満すると、
断面積の増加によつて二電極間の測定抵抗値が減
少する。第３図に示す分割環状電極構造では、心室壁の
縦方向と半径方向の両方向運動によつて測定イン
ピーダンス変化が大きくなつて感度が良くなると
いう利点がある。第３図の電極構造には、もう一
つの利点がある。それは、二つの環状電極が先頭
電極２２に対して対称配置されるため、ペースメ
ーカのスパイク除去性が改善されることである。
しかし、この分割環状検出電極構造から得られる
測定インピーダンスはリード配置に多少とも依存
するので、上記の利点が相殺される。分割環状電
極を用いて測定されるインピーダンス変化は、右
心室の最大幅寸法と分割環状電極１２，１３間の
軸方向間隙に対する垂直線とで形成される角度の
コサイン関数にしたがつて減少する。第４図は第１図のブロツク図に示されるシステ
ムを具体化した回路構成の電気回路図である。こ
の図において、発振回路１０には無安定マルチバ
イブレータが含まれ、その部分が破線２８で囲ま
れている。この回路は演算増幅器２９を備えてお
り、その反転入力端子３０はコンデンサ３１を介
して接地電位等の基準電位点に接続され、出力端
子３２は帰還抵抗器３３を介して反転入力端子３
０に接続される。この演算増幅器の非反転入力端
子は直列接続の抵抗器３５，３６の接続点３４に
接続されており、抵抗器３５の他端は演算増幅器
の出力端子３２に接続され、抵抗器３６の他端は
基準電位V_Rに接続される。演算増幅器２９のバ
イアス供給端子には接地抵抗器３７が接続され
る。矩形波発振回路１０の出力はコンデンサ３７′
を介して定電流源１１に容量結合される。この定
電流源は破線３８で囲まれた部分で図示されてい
る。定電流源１１には演算増幅器３９が含まれ、
その非反転入力端子は抵抗器４０を介して基準電
位源V_Rに接続され、反転入力端子は接続点４２
に直結され、その接続点４２と結合コンデンサ３
７′の間に抵抗器４１が接続される。また、演算
増幅器３９には従来の方法でバイアス抵抗器４３
が接続され、その抵抗器は固定基準電位点（接地
電位）に接続される。定電流源１１の出力はリード２３内の導体２５
を介して検出電極１３に接続される。もう一方の
電極１２はリード２３内の導体２６を介して端子
２７に接続され、この端子は定電流演算増幅器段
３９の前記端子４２に接続される。リード２３を
植え込んだ心臓の鼓動により、右心室内の血液量
に変化が生じ、この変化が発振回路１１からの出
力信号の変調として反映される。発振回路からの
高周波信号は搬送波とみなされ、この搬送波は、
検出リード電極から検出されるインピーダンス変
化によつて変調される。一般に搬送波周波数とし
て1000Hzを採用するが、この周波数に限定する意
図はない。しかし、周波数1000Hz、振幅1μA〜
10μA程度に設定すると、生体組織への無用な刺
激を与えないことが判明した。それと同時に、不
整脈（頻脈）の誘発も最小限に押さえることがで
きる。変調された搬送波は差動増幅器１４（破線４３
ａで囲まれた部分）に供給され、検出波形に対し
て所定の利得が与えられている。具体的に説明す
ると、電極１２によつて検出された信号は、結合
コンデンサ４４および抵抗器４５を介して演算増
幅器４６の反転入力端に供給される。同様に、電
極１３に発生する信号は結合コンデンサ４７およ
び抵抗器４８を介して演算増幅器４６の非反転入
力端に供給される。非反転入力端は抵抗器４９を
介して基準電位源V_Rにも接続される。差動増幅
器１４の出力端子５１と演算増幅器４６の反転入
力端子の間には帰還抵抗器５０が接続される。差動増幅器４６から出力される増幅変調搬送波
信号は高域アクテイブフイルタ段１５に接続され
る。この高域フイルタ段は破線５３で囲まれた部
分で図示されており、この回路には第１の演算増
幅器５４と第２の演算増幅器５５が含まれる。演
算増幅器４６の出力信号はコンデンサ５２および
コンデンサ５６を介して演算増幅器５４の非反転
入力端に供給される。演算増幅器５４の出力端５
７は抵抗器５８を介して、コンデンサ５２，５６
の接続点に接続される。演算増幅器５４の非反転
入力端にはバイアス抵抗器５９の一端が直結さ
れ、この抵抗器の他端は基準電源V_Rに接続され
る。演算増幅器５４の反転入力端子と基準電源
V_Rの間には抵抗器６０が接続される。演算増幅
器５４の出力端子５７は帰還抵抗器６２を介して
反転入力端に接続される。演算増幅器５４の出力
端はコンデンサ６３，６４を介して演算増幅器５
５の非反転入力端に容量結合される。演算増幅器
５５の出力端子６５は直列接続の抵抗器６６，６
７を介して基準電源V_Rに接続される。この出力
端子はまた、抵抗器６８を介して、直列接続コン
デンサ６３，６４の接続点に接続される。この高
域フイルタ回路の第２段の反転入力端は直列接続
抵抗器６６，６７の共通端子に接続される。高域フイルタ段１５は変調搬送波信号の濾波に
有効な４次（four−pole）装置として構成され
る。検出電極がＲ波やペースメーカスパイク等を
拾うことがあるが、これらECGノイズは、差動
増幅器段１４によるコモンモードリジエクシヨン
と高域フイルタ段１５の機能によつて大部分が抑
制される。この高域フイルタはさらに、低周波振
幅変調の形でインピーダンス情報を載せた搬送波
以外、すべてのノイズを除去する働きをする。破線６９で囲まれた部分は半波整流回路１７を
示す。この回路には演算増幅器７０が含まれ、そ
の反転入力端は抵抗器７１を介して高域フイルタ
段１５の出力接続点に接続される。演算増幅器７
０の非反転入力端は抵抗器７２を介して基準電源
V_Rに接続される。演算増幅器７０の出力端子７
３には第１のダイオードのカソードが接続され、
このダイオードのアノードは演算増幅器７０の反
転入力端に接続される。演算増幅器７０の出力端
子７３と反転入力端の間には、並列接続の抵抗器
７６とコンデンサ７７に対してダイオード７５を
直列接続した回路が挿入される。ダイオード７
４，７５が図のような極性で配置されるため、出
力端子７５ａには変調搬送波のプラス成分のみが
現れる。整流処理後の信号は、第４図の破線７８で囲ま
れた３次（three−pole）低域フイルタ１８には
供給される。この低域フイルタには、非反転入力
端子８０、反転入力端子８１、出力端子８２を備
えた演算増幅器７９が含まれる。半波整流器の出
力端子７５ａは直列抵抗器８３，８４，８５を介
して非反転入力端子８０に接続される。この入力
端子と基準電源V_Rの間にコンデンサ８６が接続
される。直列接続の抵抗器８３，８４の接続点は
コンデンサ８７を介して接地される。演算増幅器
７９の出力端子８２と反転入力端子８１の間には
帰還抵抗器８８が接続される。この反転入力端子
８１はまた、抵抗器８９を介して基準電源V_Rに
接続される。直列接続の抵抗器８４，８５の接続
点と演算増幅器７９の出力端子８２の間には帰還
コンデンサ９０が接続される。低域フイルタ回路の各構成部品の定格値は回路
のカツトオフ周波数の上限が５Hzになるように選
定される。低域フイルタ段１８は、搬送波を除去
して包絡線波形のみを残すために有効な回路であ
る。この包絡線波形は、ゲツズ（Geddes）他に
よつて報告された一回拍出量波形に非常に良く似
ている。復調包絡線信号は、破線９０ａで囲まれた部分
で示す追加信号処理段に導入され、最終的には利
用装置を制御するために使用される。例えば、こ
の信号を用いて心臓ペースメーカパルス発生器の
タイミング回路を制御することにより、刺激パル
スの周波数を一回拍出量測定値の関数として変化
させることが可能である。この追加信号処理段に
は、DC整形（restorer）回路９１と低域フイル
タ段９２が含まれる。このDC整形回路には演算
増幅器９３が含まれ、その反転入力端はコンデン
サ９４と抵抗器９５を介して低域フイルタ１８の
出力に接続される。コンデンサ９４と抵抗器９５の共通接続点は抵
抗器９６を介して接地され、これら抵抗器９５，
９６によつて分圧回路が形成される。固定抵抗器
９７，９８とポテンシヨンメータ９９によつて、
もう一つの分圧回路が形成され、これは低電圧源
V_REGとアース間に接続される。ポテンシヨンメー
タ９９のアームは演算増幅器９３の非反転入力端
に直結される。直列抵抗器９５，９６の接続点と
演算増幅器９３の出力端の間にはクランプダイオ
ード１００が図の極性で接続される。低域フイル
タ１８の出力端に現れる電圧信号はDC整形回路
９１に導入され、ポテンシヨンメータ９９の設定
に基づく電圧にクランプされる。 DC整形回路の出力は導線１０１を介して低域
フイルタ段９２接続される。この低域フイルタは
２次フイルタ回路であり、演算増幅器１０２を含
んでいる。演算増幅器１０２の非反転入力端に
は、直列抵抗器１０３，１０４を介してDC整形
回路の出力が供給される。直列抵抗器１０３，１
０４の共通接続点と演算増幅器１０２の出力端子
１０５の間には帰還コンデンサ１０６ａが接続さ
れる。非反転入力端と基準電源V_Rの間にはコン
デンサ１０６が接続される。低域フイルタ回路の
演算増幅器１０２の出力端１０５と基準電源V_R
の間には、直列接続の抵抗器１０７，１０８から
なる分圧回路が接続される。この演算増幅器の反
転入力端は、直列抵抗器１０７，１０８の接続点
に直結される。この最終段低域フイルタ段９２以
降の信号処理回路として、二つの形式が考えられ
る。第４図の回路を使用すれば、ポテンシヨメー
タ９９の設定に基づく絶対基準一回拍出量に比例
する電流振幅が得られる。第４図の「Ｘ」点以降
の回路部分を第５図の回路で置換すると、一回拍
出量の変化に比例する電流信号が得られ、この場
合は相対基準を設けない。上記を考慮しながら、第４図に示す実施例の考
察を続ける。この構成は絶対基準一回拍出量電流
信号を出力する回路である。低域フイルタ段９２
の出力は抵抗器１０９を介して演算増幅器１１０
の反転入力端に接続され、この演算増幅器の非反
転入力端は抵抗器１１１を介して基準電源V_Rに
接続される。演算増幅器１１０の出力端子１１３
と反転入力端の間には帰還要素として積分コンデ
ンサ１１２が接続される。このようにして形成さ
れる積分回路は、変調搬送波信号の包絡線として
表される実際の一回拍出量とポテンシヨメータ９
９による設定基準電位との差を積分する機能を持
つ。積分回路の出力は電圧電流変換回路１１４に供
給される。この変換回路には演算増幅器１１５が
含まれ、その反転入力端は可変抵抗器１１６を介
して積分回路の出力端に接続され、非反転入力端
は抵抗器１１７を介して基準電圧V_Rに接続され
る。電圧電流変換回路１１４には帰還要素として
NPNトランジスタ１１８が接続される。具体的
にいえば、このトランジスタはベースが演算増幅
器１１５の出力端に接続され、エミツタが反転入
力端に接続される。トランジスタ１１８のコレク
タ回路に流れる総電流信号I_putは数学的に下記の
ように表される。 I_put∝∫（V_SV＋V_ppt.99）−V_R／R₁₁₆ ただしV_SVはDC整形点１０１の出力側におけ
る一回拍出量の振幅とする。この電流信号は、いわゆるカレントミラー回路
１１９に供給される。カレントミラー回路とは、
入力電流に対して逆極性の出力電流を出力する回
路である。このカレントミラー回路はPNPトラ
ンジスタ１２０，１２１を用いて構成され、両者
のエミツタは共通接続点で定電圧源V_Regに接続さ
れ、ベースは共通接続点でトランジスタ１１８の
コレクタに接続される。トランジスタ１２０のコ
レクタはトランジスタ１１８のコレクタに接続さ
れる。そして、このカレントミラー回路１１９の
出力信号はトランジスタ１２１のコレクタから結
合抵抗器１２２を介して出力される。本発明の一応用例として、カレントミラー回路
１１９の出力をペースメーカのパルス発生器タイ
ミング回路に供給し、パルス発生器の正常周期と
設定周期との偏差をタイミング回路への入力電流
の関数として表すことができる。典型的な従来技
術の例として、アンダーソン（Anderson）他に
よる特許第4041953号にＲ波禁止デマンド型ペー
スメーカが詳細に記載されており、このペースメ
ーカに本発明を利用することが可能である。その
場合、本発明装置の出力端子１２３から得られる
電流は、上記特許第4041953号の第６ａ図に示さ
れるペースメーカ回路のトランジスタＱ１０３の
コレクタとタイミングコンデンサＣ１０１の間の
共通点に接続すればよい。そうすれば、本発明の
一回拍出量検出装置から得られる電流信号はタイ
ミングコンデンサに入力され、通常のＲ波活動の
ない時のペースメーカパルス発生周期の変動が得
られる。（動作説明−第４図）以上に本発明の第１実施例の詳細構造を説明し
たので、次に動作説明を行う。動作の理解を確実
にするため、第６ａ図−第６ｉ図を用いて説明す
る。既に述べたように、第４図の実施例は、ポテ
ンシヨメータ９９による設定を基準とした絶対基
準一回拍出量が得られるように設計されている。
また、制御電流はペースメーカのタイミング回路
に入力されることを前提としている。この電流は
積分コンデンサ１１２が完全放電するまで注入さ
れる。これは、一回拍出量が低下して設定基準値
に戻るまで起こらない。第６ａ図は発振回路１０の出力端子３２に現れ
る信号波形を示しており、この信号は、心臓の右
心室に配置されるように設計されたリードの表面
に位置する検出電極１２，１３に供給される。心
臓の鼓動に伴つて血液が右心室から出たり入つた
りすると、検出電極１２，１３間のインピーダン
スが変化する。このインピーダンス変化によつて
発振回路の出力信号が振幅変調され、その変調信
号は差動増幅器１４の入力端間に供給される。波
形６ｂは差動増幅器の出力端に現れる信号を示し
ている。ECG波形が搬送波信号に重畳されるた
め、この時点で一回拍出量変調を観測することは
困難である。波形６ｃは高域フイルタ回路１５の出力端、す
なわち演算増幅器５５の出力端子６５に現れる波
形を示している。高域フイルタ通過によつて
ECG波が除去され、発振回路出力（搬送波）の
一回拍出量変調が確認される。波形６ｄは半波整流器１７の出力を示してい
る。半波整流器は変調搬送波の負側ピークを除去
する働きをする。半波整流された一回拍出量変調搬送波信号は次
に低域フイルタ１８に供給され、その時に出力端
子８２で観測される典型的な波形が第６ｅ図に示
されている。この出力は瞬間一回拍出量に比例す
る電圧を表す。クランプ回路９１を通過した時に
電圧V_Rでクランプされた瞬間拍出量信号が第６
ｆ図に示されている。第６ｇ図の波形は導体１０１上のクランプ信号
を拡大スケールで表したもので、拍出量が減少か
ら増加に変わる状態を示している。この信号が第
２の低域フイルタ段９２に供給された時に出力端
子１０５に現れる波形が第６ｈ図に示される。前
段のクランプレベルは、一回拍出量が所望振幅に
達した時に低域フイルタのDC出力がV_Rになるよ
うに調節される。第４図に示すように、この信号は積分回路１１
０に供給され、積分回路の出力は第６ｉ図に示す
波形のようになる。この出力はV_Rのレベルから
変化する信号積分電圧であり、前出の方程式で表
すことができる。この電圧信号は電圧電流変換回
路１１４によつて電流信号に変換され、入力電圧
から基準電圧を差し引いた値を可変抵抗器１１６
の抵抗値で割つた値に等しい出力電流が変換回路
から出力される。したがつて、電圧電流変換回路
の出力電流は前出の方程式で表すことができる。
この電流が、ミラー回路１１９を介して、デマン
ド型ペースメーカとパルス発生器のタイミング回
路あるいは一般に被制御装置とみなされる医療用
電子装置の制御点に供給可能な信号である。生理的要求により一回拍出量の増加が必要な時
には、ペースメーカのタイミング回路に入力され
る電流によつてパルス発生器のタイミング周期が
短縮され、繰り返し周波数の高い人工刺激パルス
が発生する。既に述べたように、心拍数の増加に
伴つて一回拍出量は増加する。したがつて、例え
ば前記アンダーソン（Anderson）の特許の回路
のような、電流検出タイミング回路を備えたペー
スメーカパルス発生器に第４図の回路を適切に接
続すると、パルス発生器は、設定レベルに対する
測定一回拍出量の偏差に応じて変化する刺激周波
数で動作する。一回拍出量が増加すると、ペース
メーカの周波数も増加する。心拍数が増加する
と、それに応じて一回拍出量が減少する。このよ
うにして、この回路は所定しきい値レベル付近で
拍出量を比較的一定に維持する働きをする。連続動作によつて一回拍出量信号を設定基準値
に合わせる代わりに、相対的基準を持たない一回
拍出量変化のみに応答するシステムとして、第４
図の回路を修正することが可能である。そうすれ
ば、心拍数を変えることで一回拍出量の変化を最
小に維持することができる。この代替実施例で
は、第４図に示す回路のＸ点から右の部分を第５
図の回路に置き換える。具体的にいえば、低域フ
イルタ段９２の出力は抵抗器１２４を介して演算
増幅器１２５の非反転入力端に接続される。この
演算増幅器の出力端子と反転入力端子の間には帰
還抵抗器１２６が接続されている。演算増幅器１
２５の反転入力端には、さらに別の抵抗器１２７
が接続され、この抵抗器の反対側端子は基準電源
V_Rに接続される。この演算増幅器は低域フイル
タ段９２の出力に所定の利得を与えるための回路
である。通常、この利得は10程度とする。演算増幅器１２５の出力端に現れる増幅信号は
電流制御回路に力される。全体として参照番号１
２８で示されるこの電流制御回路には、能動回路
要素として演算増幅器１２９、第１トランジスタ
１３０、第２トランジスタ１３１が含まれる。非
反転増幅器１２５からの出力は比較的大容量のコ
ンデンサ１３２を介して演算増幅器１２９の非反
転入力端に供給される。この非反転入力端は、直
列抵抗器１３３，１３４からなる分圧回路の中間
接続点に接続される。この直列抵抗回路は定電圧
源V_Regとアース間に接続される。演算増幅器１２
９の反転入力端は可変抵抗器１３５を介して基準
電源V_Rに接続される。可変抵抗器１３５の調節
によつてΔi／ΔV_SV（Δiはユニツト当たりの出力電
流変化、ΔV_SVは拍出量振幅変化をボルト表した
量）が調節される。トランジスタ１３０は帰還要
素として接続されたもので、ベースは演算増幅器
１２９の出力端に接続され、エミツタは同演算増
幅器の反転入力端に直結される。トランジスタ１
３０のコレクタは導体１３６を介してカレントミ
ラー回路１３７に接続される。トランジスタ１３
１のベースも演算増幅器１２９の出力端に接続さ
れ、コレクタは同演算増幅器の非反転端に直結さ
れる。トランジスタ１３１は、電源V_RegとV_Rの
間に挿入されたポテンシヨメータ１３８のアーム
にエミツタを接続した状態でバイアスされる。上記カレントミラー回路は第１、第２のPNP
トランジスタ１３９，１４０を備えており、第４
図のカレントミラー回路１１９と実質的に同一構
成である。両トランジスタのベースは共通接続さ
れ、トランジスタ１４０のコレクタは導体１３６
を介してトランジスタ１３０のコレクタに接続さ
れる。トランジスタ１３９，１４０のエミツタは
共通接続点において定電圧源V_Regに接続される。
このカレントミラー回路の出力は抵抗器１４１を
介して出力点１４２に現れる。第４図の回路構成
に関して既に詳細に説明したように、上記出力点
がペースメーカパルス発生器のタイミグ回路との
接続点である。既に説明した通り、第４図のＸ点に現れる出力
信号は一回拍出量に比例する電圧である。この電
圧は非反転演算増幅器１２５で増幅された後、さ
らに電流制御回路１２８において一回拍出量の変
化のみを対象として処理される。拍出量が人体の
生理的要求によつて変化することは言うまでもな
い。コンデンサ１３２とその他の回路要素との組合
せによつて、非常に大きい時定数が得られ、この
コンデンサは微分器として機能する。換言すれ
ば、この回路は時定数の非常に大きい低域フイル
タを含んでいることになる。時定数は、コンデン
サ１３２の値をμFで表わし、抵抗器１３３，１
３４の実行抵抗をMΩで表したとき、両者の積に
よつて定まる。この時定数は５〜30分の範囲で設
定することが可能であるが、一般には10分程度に
設定される。定常状態では、演算増幅器１２９の
非反転入力端の電圧は抵抗器１３３，１３４の接
続点で得られるDC電圧の振幅によつて決まる。
コンデンサ１３２は演算増幅器１２５から出力さ
れる信号の変化分のみを伝達する。構成部品の定
数は一回拍出量電圧信号に変化が生じた時に導体
１３６上の電流信号が休止時間または定常状態に
戻るまでの所要時間が約30分すなわち時定数の３
倍になるような値が選択される。この30分間は人
体の生理的要求を満たす時間に極めて近い。すな
わち、ある程度の運動の後、心拍数が安静状態に
戻るまでに約20〜30分が必要である。演算増幅器１２９の非反転入力端に現れる制御
信号は、そのまま一回拍出量の変化の関数として
表される実際の制御信号であり、一回拍出量測定
の絶対値ではない。演算増幅器１２９は制御信号
を電流に変換する機能を持つており、その電流を
従来の心臓ペースメーカのパルス発生器に供給す
ることによつて、心室刺激パルスの周波数を制御
信号の関数として調節することができる。上記電
流はまた、一回拍出量監視装置や、一回拍出量の
変化に応答する装置に利用することも可能であ
る。ここでアンダーソン他に付与された特許第
4041953号をの第６ａ図を参照すると、トランジ
スタＱ１０１，Ｑ１０２とＲ１０３，Ｒ１０４に
よつて定電流源が形成されている。この定電流源
に基づいて設定される電圧によつてトランジスタ
Ｑ１０１に電流が流れ、パルス発生器のタイミン
グコンデンサＣ１０１が充電される。このタイミ
ングコンデンサはペースメーカパルス発生器の発
振部のRC時定数の決定要素となる。回路の前記
箇所における電流入力により、コンデンサＣ１０
１の充電時間は減少し、パルス発生回路の心臓＋
と信号−端子間に現れる心室刺激パルスが増加す
る。ここでは、通常発生するＲ波によつてデマン
ド型ペースメーカの動作が抑止されないことを前
提としている。以上を要約すると、第４図の回路中の接続点Ｘ
以降の部分を第５図の回路で置き替えることによ
り、入力電流が一回拍出量の変化に比例するよう
になる。一回拍出量の増加のみが検出される。一
回拍出量の減少時にはコンデンサＣ１３２が放電
し、それに従つて入力電流レベルは低下する。本発明による一回拍出量検出、ペースメーカ制
御装置の製作に要する部品の代表的な定格値を次
表に示すが、これは単なる参考資料であつて発明
を限定するものではない。

【表】

【表】以上、本発明の原理の応用、実施に要する情報
を当該分野の関係者に提供するため、特許法規に
基づいて詳細な説明を行つた。しかし、本発明は
その他の装置を用いて実施することが可能であ
る。たとえば、一回拍出量の変化に比例する制御
電流は、ドブタミン（dobutamine）、イソプロト
レノール（isoprotorenol）または、ニトロプル
シド（nitroprusside）等、一回拍出量調整用の
薬剤を投与するための植込み式注入ポンプの駆動
に利用することが可能である。また、復調波また
は制御信号は、そのまま他の診断装置に利用可能
である。心室インピーダンスから得られる情報を
適切に利用すれば、熱稀釈等の手法を使用せずに
一回拍出量の測定が可能になる。したがつて、本
発明の範囲内で、装置の細部および動作手順に関
する種々の修正が可能である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明のシステムのブロツク図、第２
図は本発明を実施する際に使用可能なリード構造
例を示す図、第３図は代替リード構造例を示す
図、第４ａ図及び第４ｂ図はそれぞれ哺乳類の心
臓の一回拍出量の絶対基準からの変化に比例する
制御信号の発生回路の約半分を示すブロツク図、
第４図は上記発生回路が第４ａ図を左半分、第４
ｂ図は右半分として合成すると全体図として示さ
れることを表した図、第５図は第４図の実施例を
修正して、設定しきい値とは無関係に一回拍出量
の変化によつて制御信号が決定されるようにした
構成図、第６図ａから第６図ｉは第４図の回路構
成内で観測される各種波形を示す図である。

Claims

【特許請求の範囲】１心臓ペースメーカ装置において、 (a) 可変タイミング手段を備え、その可変タイミ
ング手段によつて決定される周波数の心臓刺激
パルスを出力するパルス発生手段、 (b) 刺激用先頭電極と最低２個の追加電極を用い
て、前記刺激用先頭電極が心臓の心尖部に位置
する時に前記追加電極が心臓の片側心室内で前
記刺激用先頭電極から所定距離だけ離れた所に
位置するように構成され、前記パルス発生手段
の出力端に接続されたリード、 (c) 周波数500〜5000Hzの範囲内で電気的刺激に
よる心臓収縮を誘発しない所定の振幅および周
波数の交流搬送波信号を前記２個の追加電極間
に供給する手段、 (d) 前記追加電極対から抽出される信号の内、前
記所定周波数以下の成分を減衰させるために、
前記追加電極対に接続された高域フイルタ手
段、 (e) 前記高域フイルタ手段の出力端に接続され、
前記交流搬送波信号の振幅変化に比例する制御
信号を出力する復調手段、 (f) 前記刺激用先頭電極に現れる刺激パルスの周
波数が前記制御信号によつて部分的に決定され
るように、前記パルス発生手段の前記タイミン
グ手段に前記制御信号を供給するための手段、が含まれることを特徴とする前記心臓ペースメー
カ装置。