JPH05269211A - レート応答ペースメーカ及び患者の心臓を整調する方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 改良されたペースメーカを得る。 【構成】 或る被制御レートで整調用電流パルスを供給
するパルス・ゼネレータ１８と、このパルス・ゼネレー
タと患者の心臓７とを接続する単極リード線１１と、こ
の単極リード線とペースメーカ５中の基準点との間に所
定周波数の測定電流を周期的に供給して上記両者間の空
間インピーダンスを上記患者の肋腹圧力の関数として測
定するインピーダンス測定器１４とを設けた。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、レート応答ペースメー
カ、特にレート制御パラメータが微小容積であるような
ペースメーカに関するものである。

【０００２】

【従来の技術】米国特許第４,７０２,２５３号には、レ
ート制御パラメータとして微小容積を用いるレート応答
ペースメーカが開示されている。微小容積は、時間の関
数として人が吸い込む空気量の目安である。吸い込まれ
る空気量が増えれば増えれ程、より高い心臓整調レート
の必要性が増える。上記米国特許のペースメーカ（以
下、’２５３ペースメーカと云う。）は、３電極リード
を設けることによって微小容積を測定する。３電極リー
ド線は、１個の電極を用いて慣用の仕方で心臓信号を検
知し且つ患者の心臓を整調すると共に、残りの２個の電
極を用いて微小容積を測定する。

【０００３】３電極リード線は、心臓整調の分野で知ら
れる様に標準のリード線ではない。微小容積を測定用の
２個の電極は、患者の胸腔の近くの血管中に配置され
る。’２５３ペースメーカは一方の電極とペースメーカ
・ケースの間に電流パルスを周期的に供給し且つ他方の
電極とペースメーカ・ケースの間に供給された電流に基
づく電圧を測定する。測定された電圧は、血管中の血液
インピーダンスの関数であり従って肋腹圧力に依存す
る。’２５３ペースメーカはインピーダンス測定値の変
化を監視することにより微小容積を決定する。

【０００４】’２５３ペースメーカの１つの問題は、普
通でないリード線すなわち少なくとも３個の電極を有す
るリード線が必要なことである。単極（１個の電極）及
び双極（２個の電極）のリード線は心臓整調の分野では
普通である。単極及び双極のリード線が移植された患者
は沢山居り、新しいペースメーカの為に３電極リード線
が必要ならば、ペースメーカを交換し且つ同一のリード
線を使用するだけでは従来の非レート応答ペースメーカ
をレート応答ペースメーカで置換することができない、
更に、過去に使用していたリード線の感じを好む医師が
居り、レート応答ペースメーカを移植することに反対す
る１つの原因にそのようなペースメーカには新しい感じ
のリード線が必要なことである。

【０００５】米国特許第４,９０１,７２５号には、慣用
の双極リード線と一緒に使える改良された微小容積−被
制御レート応答ペースメーカ（以下、’７２５ペースメ
ーカと云う。）が開示されている。このようなリード線
には心臓を検知し且つ整調する為の２個の電極があ
る。’７２５ペースメーカには、更に、ペースメーカケ
ースに流れる電流を供給する為のリング状電極が用いら
れる。このリング状電極を通して印加される電流パルス
に応答して先端とケースの間の血液インピーダンスを測
定する為に先端電極が使用される。’７２５ペースメー
カは測定された血液インピーダンスを利用して適当なペ
ーシング・レート（整調率）を導出する。

【０００６】’７２５ペースメーカが心臓整調の際に普
通である双極リード線を使用するが、単極リード線が以
前に移植された多くの患者にはこのペースメーカを使用
できない点で制約がある。単一の先端電極を有する単極
リード線も心臓整調の分野では普通である。患者に新型
のペースメーカを移植する際に双極リード線が必要な
ら、ペースメーカを交換し且つ同一のリード線を使用す
るだけでは単極リード線に接続される非レート応答ペー
スメーカを’７２５レート応答ペースメーカで置換でき
ない。

【０００７】単極リード線を使用してペースメーカに微
小容積レート応答整調を行わせる種々の試みがなされ
た。これら試みが失敗したのは、主として、システム雑
音及びその他の不所望な信号に比べて単極リード線から
測定された血液インピーダンスがあまりにも弱かった為
であった。単極リード線からのインピーダンス信号を弱
める主な雑音源は、金属電極と身体の流体電解質との境
界での電解質効果である。心臓を整調する為にそして’
２５３ペースメーカ及び’７２５ペースメーカのレート
応答ペースメーカ並びにこの発明のペースメーカでは血
液インピーダンスを測定する為に、ペースメーカは電極
に正味の電荷を生じる。金属内のこの正味の電荷は、先
端電極及びリング状電極の陽極では正であり、陰極では
負である。電極内の電荷分布のせいで逆極性の電荷分布
は電解質中に生じる。この逆極性の電荷は還元と酸化の
化学的作用の力で金属表面から保持され、この化学的作
用は金属が電解液中に入れられる時にはいつでも起こ
る。電荷分離距離は水の分子層の厚さに大体等しい。

【０００８】電極と電解質の境界での被充電層は、電荷
が静電力によって一緒に保持される充電容量を構成す
る。この充電容量の値は、充電面の分離に逆比例する。
この分離は小さくて水の分子程度である。従って、容量
はかなり大きく、１〜２０μＦ／ｃｍ²の範囲にある。
先端電極での大きな容量は大きな直流インピーダンスを
生じさせる。この電解質現象は、先端電極に大きくてゆ
っくりと減少する分極電位を生じる。心臓を整調するか
血液インピーダンスを測定する為にペースメーカが先端
電極を通る導電電流を生じる時に、検知されたインピー
ダンスの変化の大部分は電極と電解質の境界の局部効果
である。この電解質現象は単極リード線及び双極リード
線はもとより全ての型式のリード線で起こる。

【０００９】’７２５ペースメーカは、リング状電極と
ケースの間に測定電流を生じるが、別な電極すなわち先
端電極（一般に、電解質分極の近く外にある。）から血
液インピーダンスを測定することを思い出されたい。他
方、単極電極を使用するペースメーカの場合には測定電
極と電流供給電極が１個で同じものであり、そして測定
電極は電解質分極点に正確に置かれる。更に、電極先端
の表面積は極めて小さく、この先端を通して電流が集め
られ、電極が電解質に出会う場合にインピーダンスが極
めて大きく変化する。従って、血液インピーダンスを意
図通り測定する代わりに、単極電極はペースメーカをし
て電極と電解質の分極効果を優勢に検出させる。

【００１０】３つの発見がインピーダンス測定用ペース
メーカの改良につながり、従来のペースメーカでの血液
インピーダンスの測定を妨げた電極と電解質の分極効果
の問題に対する解決策を提供する。この問題を解くこと
により、この発明のペースメーカは単極リード線を用い
るシステム中の微小換気の測定に基づいてレート応答心
臓整調を行う。

【００１１】この発明のペースメーカによって用いられ
る第１の発見は、従来のインピーダンス測定デバイスに
用いられた周波数よりもはるかに高く測定電流の周波数
成分を高めることにより、測定電流の性質が導電電流か
ら変位電流に変わることである。高い周波数ではペース
メーカのリード線は漏洩導体すなわち信号輻射器と見れ
る。より高い測定周波数では信号の多くがリード線から
その全長に亙って漏洩する。リード線はこれを囲む媒体
の空間インピーダンスを測定する。これは、’２５３ペ
ースメーカ及び’７２５ペースメーカで行われた様に、
導電電流を使用して質問することによる“血液インピー
ダンス”の測定とは違う。この発明のペースメーカは、
リード線の全長に亙る測定を行い、先端電極での測定を
行わない。先端電極は、リード線の抵抗、インダクタン
ス及び分布容量によってリード線への入力部から隔離さ
れる。より高い周波数では、リード線インピーダンスの
上述した成分はリード線沿いに電流を流させ、組織中に
変位電流を誘起させる。信号が一度先端電極から出て行
くと、電流は導電電流となって、電極と電解質の分極効
果を生じるイオン状態を生起させる。この発明のより高
い測定電流周波数は電極と電解質の分極効果を大巾に下
げる。

【００１２】先端電極での大きな容量が大きな直流イン
ピーダンスを生じさせる、電解質現象の上述した特徴を
思い出していただきたい。交流又は電流パルスのような
より高い周波数電流では、この容量性インピーダンスは
血液及び体液内の電極及び電解液の抵抗よりも極めて小
さくなり、電極と電解質の境界からの不所望な影響を低
減する。供給される測定電流は、高周波の連続波電流、
短持続時間の電流パルス又は連続波電流の被時限パルス
の形態をしていて良い。高周波測定電流の効果は、供給
される測定電流の性質を導電電流から変位電流に変える
ことである。従来のペースメーカは、この発明のペース
メーカよりも低い周波数又は長いパルス巾の電流に応答
して電圧の変化を検出することでインピーダンスを測定
した。その場合に、電流は血液及び電極を通って導電性
態様で流れ且つ分極雑音問題が起きた。

【００１３】この発明のペースメーカは身体内に変位電
流を生じる高周波測定電流を用い、身体に注入される正
味の電流は少ししかない。ペースメーカは、リード線の
導体内を流れる電流を生じさせることによりこの変位電
流を生じる。上述した導体は、リード線の外表面にある
絶縁層によって患者の身体及びその電解質から隔離され
る。リード線内の電流は、身体に変位電流を生じる電界
を発生する。

【００１４】この結合されたイオン電界の発生時に、電
極と電解質の人為構造（artifact）が生じる場所から遠
く離れた身体中のインピーダンス変化をペースメーカに
検出させる変位電流が身体に生じる。この様にして、こ
の発明のペースメーカは先端電極のインピーダンス効果
を低減する。高周波測定電流は、リード線沿いに身体へ
多くのエネルギーを輻射し且つ先端電極には少しのエネ
ルギーしか輻射せず、もって局部人為構造効果を低減し
且つ心臓には少しの電流しか注入しない。局部人為構造
効果が低減されると、測定の信号品質は大巾に改善され
る。信号品質のこの改善によりインピーダンス測定はも
っと正確に且つ信頼でき、そして物質交代（metaboli
c）の必要性に応答してペーシング・レートをもっと効
果的に導出する。

【００１５】高周波測定電流を生じることの主な利点は
境界分極効果を低減することでインピーダンスを検出さ
せることであるが、この様にして測定電流を生じさせる
ことは他の重要な利点を提供する。ペースメーカが導電
電流よりもむしろ変位電流を測定するので、インピーダ
ンスを測定する目的の為にペースメーカ・ケースは完全
に絶縁されるのが良い。パルス発生時にペースメーカが
骨格の筋肉を刺激して患者に“筋肉チック”を起こさせ
るのを防ぐ為に、ペースメーカ・ケースを少なくとも部
分的に絶縁するのが望ましい。’７２５ペースメーカで
は、リング状電極とペースメーカ・ケースの間に導電態
様で電流を流し、血液インピーダンスを測定させる為
に、ペースメーカ・ケースの大部分を無絶縁にする必要
があった。しかしながら、単極整調パルスを発生させる
場合には、ペースメーカ・ケースの一部を無絶縁にする
必要がある。ペースメーカ・ケースの導電部分のサイズ
を小さくする能力は、整調パルス又は測定電流の発生に
よって起こされる骨格の筋肉刺激を防止する為に極めて
良い。

【００１６】’２５３ペースメーカ及び’７２５ペース
メーカを含む従来から知られているインピーダンス測定
器は、この発明のパルスよりも持続時間が長い電流パル
スを使用して測定用の質問を行う。持続時間の短い電流
パルスを発生するペースメーカには、インピーダンスを
測定するのに低エネルギーしか消費しないという利点が
ある。低エネルギーしか消費しないと、ペースメーカの
寿命が延びる。

【００１７】持続時間の短い電流パルス又は連続波電流
の被時限パルスを使用してインピーダンスを測定するこ
との他の利点は、心臓に少ししかエネルギーが注入され
ないことである。その結果、心臓を測定電流で刺激する
ことの危険が少なくなる。更に、従来のインピーダンス
測定器の持続時間の長い電流パルスは、インピーダンス
測定器又は別の信号監視器によって検知される心電図
（ＥＣＧ）信号又は心臓内心電図（ＩＥＣＧ）信号を不
明確にする人為構造を生じる。

【００１８】この発明のペースメーカを実施することに
至る第２の発見は、測定電流の周波数又はパルス巾の異
なる値を選択することにより、ペースメーカがインピー
ダンス・センサと“同調”して特定の信号を測定し且つ
不所望な信号や雑音を拒否できることを見い出したこと
である。従来装置で行われた様に先端電極とケースの間
のインピーダンスを主に測定するよりもむしろ、この発
明のペースメーカはリード線のペースメーカへの入力部
とペースメーカ・ケースの間のインピーダンスを測定す
る。ペースメーカはリード線の全長に亙って身体インピ
ーダンスを検知する。リード線入力部でのインピーダン
スは、リード線及びその周囲の媒体の性質の為にリード
線沿いに信号が何回も往復することによるインピーダン
スである。高い測定周波数では、信号の大部分がリード
線からケース近くに漏洩する。低い測定周波数では、信
号の多くがリード線から更にリード線沿いに漏洩する。
検知された信号の若干は生理的なものであり得るが、そ
の他の信号は本来の信号源から到来し得る。例えば、測
定電流周波数の特定範囲では、呼吸信号が優勢である。
他の周波数範囲では、心臓の鼓動の容積信号が優勢であ
る。更に別な周波数範囲では、動作によって起こされた
雑音が主要信号である。この発明のペースメーカは、呼
吸信号を一番良く選択する測定電流周波数を用いる。測
定電流は境界電解質現象を避けるために高周波成分を含
むが、動作人為構造が呼吸信号に比べて大きくなる程高
い周波数ではない。

【００１９】この発明のペースメーカに用いられ得る第
３の発見は、測定回路の信号源インピーダンスを身体の
インピーダンスに整合させることの重要さである。イン
ピーダンス整合は、被測定インピーダンス信号の信号対
雑音比を大巾に増大させる。

【００２０】

【発明の要約】この発明の一面によれば、刺激パルスを
発生し且つこの刺激パルスを心臓へ単極リード線を通し
て送ることにより被制御レートで患者の心臓を脈動させ
る為の手段を備えたレート応答ペースメーカが提供され
る。被制御レートは、患者の呼吸微小容積の測定に基づ
いてペースメーカによって自動的に導出される。ペース
メーカのリード線とペースメーカ・ケース上の或る基準
点との間に測定電流を周期的に供給する空間インピーダ
ンス測定手段を使ってペースメーカは上述した微小容積
を測定する。空間インピーダンス測定手段は、測定電流
又は測定電圧を一定に保持する回路を使って上述の測定
電流を生じる。測定電流の周波数成分の大部分は約１０
ｋＨｚないし１０００ＭＨｚの範囲にある。空間インピ
ーダンス測定手段は、測定電流の供給に応答してリード
線と基準点の間のインピーダンスを測定する。空間イン
ピーダンスは患者の肋腹圧力の関数として変わり、肋腹
圧力は微小容積の関数として変わる。ペースメーカは、
空間インピーダンス測定値から微小容積を導出する為の
手段を含む。

【００２１】この発明の上記一面が組み込まれた一実施
例では、ペースメーカが短持続時間パルスの形態の測定
電流を生じる。生理的信号源と非生理的信号源からの異
なる信号は、種々の持続時間の電流パルスを身体に供給
することによって区別され得る。従前の臨床試験では特
定の信号源の信号に対するパルス持続時間の関係を用意
する。この関係はペースメーカ中でコード化される。ペ
ースメーカは、パルスの巾を選択、制御して少なくとも
１つの特定型式の生理的信号又は非生理的信号を検出で
きる。或は、ペースメーカは、パルスの巾を選択、制御
して少なくとも１つの特定型式の生理的信号又は非生理
的信号の信号成分を除去できる。

【００２２】この発明の上記一面が組み込まれた他の実
施例では、ペースメーカが高周波連続波の形態の測定電
流を生じる。生理的信号源と非生理的信号源からの異な
る信号は、種々の周波数の電流を身体に供給することに
よって区別され得る。従前の臨床試験では特定の信号源
の信号に対する周波数の関係を用意する。この関係はペ
ースメーカ内でコード化される。ペースメーカは、質問
周波数を選択、制御して少なくとも１つの特定型式の生
理的信号又は非生理的信号を検出できる。或は、ペース
メーカは、質問周波数を選択、制御して少なくとも１つ
の特定型式の生理的信号又は非生理的信号の信号成分を
除去できる。

【００２３】この発明の上記一面が組み込まれた更に他
の実施例では、ペースメーカが高周波連続波の被時限パ
ルスの形態の測定電流を生じる。ペースメーカのこの実
施例は、上述した連続波ペースメーカ実施例と同様な仕
方で機能する。

【００２４】この発明の他面によれば、刺激パルスを発
生し且つこの刺激パルスを心臓へ単極リード線を通して
送ることにより被制御レートで患者の心臓を脈動させる
為の手段を備えたレート応答ペースメーカが提供され
る。被制御レートは、患者の空間インピーダンス信号の
測定に基づいてペースメーカによって自動的に導出され
る。リード線とペースメーカ・ケース上の或る基準点と
の間に測定電流を周期的に供給する電流供給手段を使用
してペースメーカは空間インピーダンスを測定する。測
定電流の周波数成分の大部分は約１０ｋＨｚないし１０
００ＭＨｚの範囲にある。測定手段は、ペースメーカと
の境界位置にあるリード線と基準点の間の空間インピー
ダンスを測定する。この空間インピーダンスは、電流供
給手段による測定電流の供給に由来する。空間インピー
ダンスは患者の肋腹圧力の関数として変わり、この肋腹
圧力は微小容積の関数として変わる。

【００２５】

【実施例】この発明のその他の目的、特徴及び利点は、
添付図面についての以下の詳しい説明を考察する時に明
らかになる。図１はペースメーカ５を示すブロック図で
ある。全てのペースメーカ論理回路はコントローラ２８
（図８には個別のブロックで示されているが、マイクロ
プロセッサを含んでいて良い。）の制御下にある。コン
トローラ２８はペースメーカ５中の種々のスイッチを作
動させ、図１にはこれらスイッチのうち一対のスイッチ
ＳＷ１ａ，ＳＷ１ｂだけが示されている。ペースメーカ
５が整調又は検知しようとする時にはいつでもスイッチ
ＳＷ１ｂが閉じられる。

【００２６】図１及び図２を参照すれば、整調するため
にコントローラ２８はＰＡＣＥ導体２６上の信号により
パルス・ゼネレータ１８に命令を送る。このパルス・ゼ
ネレータ１８はこの命令に応答し、スイッチＳＷ１ｂ及
び慣用の単極リード線１１を通してその先端電極１０
（図２に示された患者の心臓７の右心室１２中に在
る。）へ電流パルスを印加する。センス増巾器１６は先
端電極１０の心臓信号を検知する。なお、整調中のセン
ス増巾器１６の不要信号消去のようなこの分野で周知の
種々の機能は、この発明と無関係なので説明しない。心
拍を検知するとＬＯＡＤ導体２４にパルスが現れ且つコ
ントローラ２８へ供給される。なお、ＬＯＡＤ機能は、
後述するように図８のタイマ６２に初期値をロードする
ことを開始させる。

【００２７】コントローラ２８がインピーダンス測定器
１４を作動させる為に導体２０へパルスを送る時に、ペ
ースメーカ５はインピーダンスを測定する。この測定時
には、スイッチＳＷ１ａが閉じられ且つスイッチＳＷ１
ｂが開かれそしてインピーダンス測定器１４は電流をリ
ード線１１を通して先端電極１０の方へ流させる。先端
電極１０へ流される測定電流の周波数は約１０ｋＨｚ〜
約１０００ＭＨｚの範囲にある。この測定電流周波数で
は、リード線１１は体内に変位電流を生じるアンテナと
して働く。この変位電流は、’２５３ペースメーカ及
び’７２５ペースメーカのような従来のインピーダンス
測定式ペースメーカによって生じられる導電電流とは根
本的に違う。インピーダンス測定器１４は、連続波電
流、短持続時間パルス電流又は連続波電流の被時限パル
スの形態でこの測定電流を生じさせても良い。ペースメ
ーカ・ケース３０とリード線１１内の導体（図示せず）
へのペースメーカ入力接続部との間の電圧を測定するこ
とによりインピーダンス測定器１４は空間インピーダン
スを測定する。この導体は先端電極１０まで延びる。こ
の構成では、ペースメーカ・ケース３０はペースメーカ
回路装置の基準電位として役立つ。ペースメーカ５の望
ましい実施例では、インピーダンス測定器１４は約２０
個／秒のレートでサンプルを導出し且つこれらサンプル
を導体２２を通してコントローラ２８へ送る。インピー
ダンス測定器１４は米国特許第４,７０２,２５３号に記
載したように実施できる。

【００２８】リード線１１は図示２に示したように配線
される。先端電極１０は患者の心臓７の右心室１２又は
右心房１３の壁と接触している。インピーダンス測定器
１４は後述するように適当な周波数の測定電流を生じる
時に、鼓動容積や動作人為構造よりも極めて大きい範囲
まで微小容積を反映する。その上、インピーダンス測定
器１４は、図３のフィルタ２３（インピーダンス測定器
１４の一部であって、米国特許第４,７０２,２５３号の
図１も参照されたい。）の特性の為に、他の生理的信号
源及び非生理的信号源から発する信号よりも多い微小容
積を反映する。この発明の望ましい実施例では、０.２
Ｈｚの中心周波数を持つ２極フィルタでインピーダンス
信号がろ波される。利得は０.０５Ｈｚ及び０.８Ｈｚの
周波数で倍率２（６ｄＢ）だけ低下される。

【００２９】図３はパルス・モードで作動するインピー
ダンス測定器１４を示す。このインピーダンス測定器１
４は、スイッチＳＷ４を介したペースメーカ・ケース３
０との接続部、及びスイッチＳＷ３を介した先端電極１
０（リード線１１を介する）との接続部を含む。先端電
極１０は慣用の整調用／検知用電極である。中性電極は
ペースメーカ・ケース３０である。インピーダンス測定
器１４は、患者の身体へ信号源測定電流を供給するため
の且つ先端電極１０及びリード線１１とペースメーカ・
ケース３０との間の呼吸インピーダンスを測定するため
の先端電極１０及びリード線１１を両方用いる。バッフ
ァ３２及びフィルタ２３もインピーダンス測定器１４に
用いられる。

【００３０】図３中の全てのスイッチはコントローラ２
８により直接的又は間接的に制御される。コントローラ
２８からの１本の出力ライン３３がスイッチＳＷ２へ延
びているが、スイッチＳＷ３〜ＳＷ６も同様に制御され
ることを理解されたい。コントローラ２８はスイッチＳ
Ｗ６を閉じることにより測定コンデンサＣ２に調整され
た電源電圧Ｖ_DDまで充電させる。この後、コントローラ
２８はスイッチＳＷ６を開き且つスイッチＳＷ３及びＳ
Ｗ４を所定の測定期間ΔＴ閉じ、この間スイッチＳＷ５
は開かれたまゝであって、これにより測定コンデンサＣ
２をリード線１１へ結合コンデンサＣ３を介して接続す
る。スイッチＳＷ３及びＳＷ４が閉じている間、測定コ
ンデンサＣ２は結合コンデンサＣ３を通してリード線１
１へ放電し、これにより測定コンデンサＣ２の両端間の
電圧は低下する。この電圧の低下量は、リード線１１と
先端電極１０の組み合せインピーダンス及び周囲組織の
インピーダンスに依存する。組み合せインピーダンスは
既知であり、そして周囲組織のインピーダンスは測定対
象である。測定コンデンサＣ２は電荷を貯え、これはバ
ッファ３２により後で測定回路に伝達される。所定の測
定期間ΔＴ後に、コントローラ２８はスイッチＳＷ３及
びＳＷ４を開き、バッファ３２をして測定コンデンサＣ
２に保持された電荷従って電圧にアクセスさせる。この
電圧はバッファ３２及びスイッチＳＷ２（コントローラ
２８がスイッチＳＷ３及びＳＷ４を開いた時点でコント
ローラ２８によって閉じられる）を通して伝達され且つ
フィルタ２３の入力側のコンデンサＣ１にサンプリング
される。次の測定サイクルの間、コントローラ２８はス
イッチＳＷ２を開き且つスイッチＳＷ６を閉じて測定コ
ンデンサＣ２に充電させる。この発明の望ましい実施例
では、コントローラ２８は毎秒２０回インピーダンスを
測定する。各回の測定毎に、コントローラ２８はスイッ
チＳＷ３及びＳＷ４を２５０ｎｓのパルス持続時間の間
閉じ、この間に測定コンデンサＣ２の電圧はリード線１
１に印加される。フィルタ２３に関連した抵抗及びコン
デンサは、呼吸測定の為の標準範囲である約０.０５Ｈ
ｚ〜０.８Ｈｚの周波数を通過させる。

【００３１】測定コンデンサＣ２の値は、種々の身体イ
ンピーダンスに由来する範囲の電圧を貯えるように選ば
れる。この発明の一例では、測定コンデンサＣ２は４.
７ｎＦの容量を持つ。

【００３２】結合コンデンサＣ３は、測定回路への入力
の為の直流隔離を行う。この発明の一例では、結合コン
デンサＣ３は約７.５μＦの値を持ち、これは測定結果
に及ぼす直流電圧の影響を事実上無くす。

【００３３】フィルタ２３のアナログ信号はデルタ変調
器２５へ出力され、このデルタ変調器２５は、導体２２
へデジタル信号を出力する。この導体２２に出力された
デジタル信号は、図８の説明と関連して後述するように
処理する為にコントローラ２８へ入力される。デルタ変
調によりアナログ信号をデジタル信号に変換することは
普通の技術である。そのような動作の一例は米国特許第
４,６９２,７１９号明細書に開示されている。デルタ変
調器２５の出力は、アナログ信号が減少中か増加中かを
反映する一連の０及び１の合計である。測定期間中、コ
ントローラ２８はスイッチＳＷ１ｂ（図１）を開いて整
調機能及び検知機能を一瞬使用禁止にする。インピーダ
ンスが測定されている間検知機能は使用禁止であるが、
測定時間はマイクロ秒の数分の１程度であり、この時間
中に検知機能を使用禁止にする時間は、心臓信号の時間
に比べて極めて短いので、重要ではない。

【００３４】図４は、図３のインピーダンス測定器１４
中の信号源容量すなわち測定コンデンサＣ２（ｎＦ）の
関数としての呼吸信号の電圧振巾Ｖ（Ｃ２）をボルトで
表すグラフである。特に、図４は、測定コンデンサＣ２
の一定の放電時間（２５０ｎｓのパルス巾）の間の、負
荷インピーダンスに対する測定コンデンサＣ２の充電電
圧と、呼吸による負荷インピーダンスの変化との関係を
示す。図４の目的は、身体の負荷インピーダンスに対す
るインピーダンス測定器１４の信号源インピーダンスの
成分を整合することの重要さを示すことである。図３
は、測定コンデンサＣ２とリード線１１の間にインピー
ダンスが無い場合に最良に作動する容量放電回路を示
す。残念ながら、移植し得るペースメーカでは、結合コ
ンデンサＣ３は患者の安全を保証する要件であると認識
される。従って、測定コンデンサＣ２の値は信号源イン
ピーダンス（測定コンデンサＣ２を含む）を負荷インピ
ーダンス（身体のインピーダンスと組み合せて結合コン
デンサＣ３のインピーダンス及びリード線１１のインピ
ーダンスを含む）と一番良く整合させるために選ばれ
る。図３の容量放電回路からのインピーダンス測定は、
負荷抵抗値、測定容量及び測定コンデンサＣ２の初期電
圧の関数としての測定コンデンサＣ２の両端間電圧の直
接測定から導出される。この容量放電回路に対し、一定
の測定パルス巾（例えば２５０ｎｓ）及び最高信号電圧
Ｖ（Ｃ２）を発生する負荷インピーダンスの為の望まし
い測定コンデンサＣ２が存在する。もし測定コンデンサ
Ｃ２の容量が身体の負荷インピーダンスと比べて非常に
小さいならば、呼吸信号の振巾は非常に小さく、ペース
・レートを適切に制御する際の信号対雑音比及び困難さ
が小さくなる。これに対し、図４は負荷インピーダンス
に比べて測定コンデンサＣ２の大きい容量値が呼吸イン
ピーダンス信号を大巾に消滅させることを示す。従っ
て、インピーダンス測定器１４中の測定コンデンサＣ２
の容量は、予期される最高の呼吸信号を発生する容量に
等しいか大きくすべきである。

【００３５】図５のグラフは、患者の身体に異なる巾の
電流パルスを供給して質問する時に図３のインピーダン
ス測定器１４によって検出される異なる生理的信号及び
非生理的信号の相対レベルを特徴付ける。図５はこの発
明のペースメーカ５の重要な利点を示す。このペースメ
ーカ５は、特定の測定電流パルス巾を選択することによ
って特定の型式の信号を測定し且つ不所望な信号及びそ
の他の雑音を拒否するためのインピーダンス・センサと
“同調”し得る。非常に短いパルス巾（例えば６０〜２
００ｎｓ）では、動作人為構造信号は、“動作”カーブ
３５で示された様に最大振巾を持つ。心臓から生起する
生理的信号の振巾は、“心臓”カーブ３６で示された様
にパルス巾の持続時間が長くなるにつれて定常的に増大
する。呼吸信号の振巾は、“呼吸”カーブ３７で示され
た様に約２５０ｎｓまではパルス巾が長くなるにつれて
急激に増大し且つパルス巾が約２５０ｎｓよりも長くな
ると減少する。この発明の微小換気制御式物質交換需要
ペースメーカは、図６のカーブ３８で示される様に最良
の呼吸信号対雑音比を呈する約２５０ｎｓの望ましいパ
ルス巾を求める。図６は、図５の非呼吸“雑音”信号の
組み合せに対する図５の所望の呼吸信号のレベルを例示
するグラフである。この持続時間（２５０ｎｓ）のパル
ス巾は、心臓信号“雑音”の影響を小さくし、インター
フェイス電気分解現象を避けるがそれでも動作人為構造
の影響を少なくする。

【００３６】図５及び図６は種々の生理的信号源及び非
生理的信号源から生起する信号を異なるパルス巾がどの
ように区別するかを例示する。同様に、図７は、電流パ
ルスよりもむしろ連続波電流変調を用いる検知システム
中の上記現象を例示する。パルス化されたシステム中の
より短いパルス巾は、信号検知時に連続波システム中の
より高い周波数と同様な効果を持つ。一般に、測定電流
の周波数が約２ＭＨｚの時に、ペースメーカ５は心臓雑
音及び動作雑音に比べて最良の呼吸信号検知を行う。よ
り高い周波数では動作人為構造は大きく、そしてより低
い周波数では心臓信号は呼吸信号を不明確にする。

【００３７】図７のグラフは、測定電流の連続波周波数
の関数として種々の生理的信号源及び非生理的信号源か
ら生起する信号の振巾を例示する。“動作”カーブ３５
ａは動作人為構造信号の振巾を表し、“心臓”カーブ３
６ａは心臓から生起する生理的信号の振巾を表し、そし
て“呼吸”カーブ３７ａは呼吸信号の振巾を表す。ペー
スメーカ５は連続波又はその被時限パルスの形態で連続
波の測定電流を供給し得る。両方の方法に由来する測定
値は全く同じである。連続波測定電流の被時限パルスを
供給するために、ペースメーカ５は連続波電流を不作動
にしてエネルギーを貯え、心臓内電位記録を検知させ、
或は整調パルスを発生させる。連続波電流の被時限パル
スの持続時間は連続波周波数の１サイクルから事実上無
限の持続時間まで及び得る。

【００３８】図１のインピーダンス測定器１４は、デジ
タル空間インピーダンス・サンプルを、−１２８から＋
１２７までの範囲の値を有する８ビットのデータ・バイ
トの形態で、そして２０個／秒のレートで導出し且つこ
れらサンプルを導体２２によりコントローラ２８へ送
る。導体２２によって伝達される負のデジタル信号はア
ナログ呼吸信号が減少中であることを示すが、正のデジ
タル信号は増加中の信号を示す。

【００３９】図８はコントローラ２８の詳しいブロック
図を示し、インピーダンス測定器１４によって提供され
たデジタル・サンプルから微小容積が導出される仕方を
考察しよう。絶対値抽出器４０は各デジタル・サンプル
（すなわち、負のサインが与えられたサンプルは同一振
巾の正サンプルに変更される。）の絶対値を導出する。
インピーダンス測定器１４中のフィルタ２３（図３）が
直流入力に対してゼロの利得を持つので、デジタル・サ
ンプルの平均値はゼロである。全てのサンプルからサイ
ンを除くことにより平均器４２はサンプルの絶対値の連
続平均を導出する。平均器４２の時定数は、平均器４２
の出力側でのデジタル値が２〜３回の呼吸の間に平均呼
吸の周期的容積を表す様に短い（例えば約２５秒）。各
デジタル・サンプルの絶対値は呼吸インピーダンス信号
を表す。従って、コントローラ２８は絶対値サンプルの
一連の値を加算して平均し、呼吸の周期的容積の目安を
提供する。

【００４０】サイン抽出器４４は、導体２２のデジタル
・サンプルの大きさではなくてサインだけを監視してゼ
ロ交差を検出する。サイン抽出器４４は次々のビット
（その各々はデジタル・サンプルのサインを表す）をゼ
ロ交差検出器４６へ供給する。このゼロ交差検出器４６
は、インピーダンス測定信号の極性変化のタイミングを
確かめることによって呼吸レートを監視する。一般に、
デジタル・サンプルのサインが直前のデジタル・サンプ
ルのサインと違う時にはいつでもゼロ交差が起きる。し
かしながら、呼吸レート従ってゼロ交差の周波数に対す
る生理的限界がある。所定の生理的限界よりも高いレー
トで起きるゼロ交差は、雑音性呼吸信号の存在を示さね
ばならない。従って、ゼロ交差検出器４６は、多数（例
えば１０個）の最近得られたデジタル・サンプルのサイ
ンを分析して重要なもの（例えば１０個のうちの７個）
が特定のサインを持つかどうかを決定する。もしそうな
ら、そしてもし特定サインのものを見い出した最後のゼ
ロ交差動作により大部分が反対のサインを持つと決定し
たなら、ゼロ交差検出器４６はゼロ交差の生起を仮定す
る。サインが変わると、ゼロ交差検出器４６はサンプラ
４８をトリガして平均器４２が提示した現在値によって
表される平均値を読み取らせる。サンプラ４８はこの平
均値を短期間平均器５０及び長期間平均器５２の両方へ
供給する。この発明の望ましい実施例では、短期間平均
器５０は１分より少し短い時定数を持ち、そして長期間
平均器５２は約１時間の時定数を持つ。

【００４１】インピーダンス信号が呼気中及び吸気中ゼ
ロ交差する時に、各呼吸中、ゼロ交差検出器４６はその
出力を２回出し且つサンプラ４８は２回サンプリングす
る。ゼロ交差検出器４６はゼロ交差を検出するための上
述した“多数決”技術を用い、この技術により最新のデ
ジタル・サンプルの所定割合が最後のゼロ交差後に決定
されたサインと反対のサインを持つ時にゼロ交差検出器
４６はゼロ交差の生起を仮定する。この発明の望ましい
実施例では、最後の０.５秒間の最新のデジタル・サン
プルの少なくとも７０％は、最後のゼロ交差後に決定さ
れたサインとは反対のサインを持つ。

【００４２】平均器４２の出力側での各平均値サンプル
は、周期的容積すなわち呼吸インピーダンス信号の最後
の２〜３回の積分の平均値を表す。ゼロ交差検出器４６
で決定された様に、短期間平均器５０及び長期間平均器
５２は、サンプルの大きさのみならず振動する呼吸信号
のレートにも依存する値を提供する。長期間平均器５２
及び短期間平均器５０が各ゼロ交差時にサンプルを更新
して累積するので、長期間及び短期間の微小容積値は呼
吸の回数のみならず呼吸の深さも反映する。

【００４３】図８に示された様に、合計器５４はΔＭＶ
すなわち短期間平均と長期間平均の微小容積信号差を供
給する。ΔＭＶは整調レートをドライブする制御信号で
ある。短期間平均が長期間平均に対して増加する（増加
する物質交代需要を表す）と、整調レートは増加する。
逆に、ΔＭＶが減少すると、整調レートも減少する。

【００４４】どの瞬間のΔＭＶ値もリミッタ５６へ入力
され、このリミッタ５６はΔＭＶをΔＭＶＭＡＸと比較
し、その所定値が整調レートを制御するのに許された最
高ΔＭＶ値として役立つ。リミッタ５６は、ΔＭＶ又は
このΔＭＶよりも小さいΔＭＶＭＡＸの現在値を合計器
５８のマイナス入力側へ印加する。合計器５８はリミッ
タ５６の出力を最長時間間隔と比較し、この最長時間間
隔は合計器５８のプラス入力側に印加された量であっ
て、生理的に決定された最小整調レートに相当するオフ
セットを表す。合計器５８はその出力すなわち差値をタ
イマ６２の入力側へ連続的に提供し、このタイマ６２は
２つの事象のどちらかすなわちＬＯＡＤ導体２４におけ
るロード信号又はタイマ６２のゼロへのカウントダウン
の発生時に差値をロードする。図１中のセンス増巾器１
６はＬＯＡＤ導体２４のロード信号を制御する。

【００４５】クロック６４はパルスを除算器６６へ印加
し、この除算器６６はクロック・パルスをプレスケラと
称される量で割る。この態様では、タイマ６２のデクリ
メント入力に働くパルスはクロック・レートよりも遅い
レートで起きる。除算器６６の出力側にパルスが現れる
毎に、タイマ６２中のカウントは減る。タイマ６２のカ
ウントがゼロまで減ると、タイマ６２はＰＡＣＥ導体２
６にパルスを発生して図１中のパルス・ゼネレータ１８
をトリガする。タイマ６２のカウントがゼロまで減る前
にもしセンス増巾器１６が自然の心拍を検知するなら
ば、タイマ６２はＰＡＣＥ導体２６にパルスを発生しな
い。どちらの場合も、タイマ６２は合計器５８からの差
値をロードしてペースメーカ５の逃げ期間を初期設定す
る。この逃げ期間は、検知された心臓事象とこの後のペ
ーシング刺激との間の時間である。

【００４６】この様にして、ペースメーカ５は、微小容
積測定値が整調レートを決定する以外、標準ＶＶＩモー
ドで作動する。量ΔＭＶが増加すると、合計器５８はよ
り小さい差値（最長時間間隔−ΔＭＶ）を導出してタイ
マ６２へ印加する。これは、より大きいΔＭＶに必要と
される様に整調レートが増加することを意味する。ΔＭ
Ｖがゼロの時に、合計器５８は最長時間間隔値をタイマ
６２へ供給し、その結果整調レートは最小になる（正確
には、これは最小整調レートで提供された需要を超える
物質交代需要が無い時に必要とされるものである。）。
量“最長時間間隔”は最小レートに相当する期間にすぎ
ない。

【００４７】慣用のペースメーカは図８のブロック６８
で表された様な遠隔測定装置を含み、この遠隔測定装置
６８は最小レートのようなパラメータ並びにプレスケー
ラ値、ΔＭＶＭＡＸ及び基準しきい値（後述する様にコ
ンパレータ６０へ印加される）を医師にプログラムさせ
る。これらプログラマブル・パラメータの導出方法は米
国特許第４,９０１,７２５号に開示されている。

【００４８】説明を図８に戻せば、合計器５４の出力は
リミッタ５６だけでなく、コンパレータ６０のプラス入
力側にも入力される。遠隔測定装置６８でプログラムさ
れた基準しきい値はコンパレータ６０のマイナス入力側
に供給される。ΔＭＶが基準しきい値を超える時にはい
つでも、コンパレータ６０の出力は高レベルになって長
期間平均器５２を使用禁止にする。事実、大きな値のΔ
ＭＶは、運動中の患者と関連する物質交代需要を表す。
患者が運動を停止するまで、長期間平均は増加しない。
もし増加が許されるなら、１時間以上後に長期間平均は
短期間平均の値に近づき、ΔＭＶは無くなって整調レー
トはその元の高い値から降下する。一度患者が運動を始
めて整調レートが増加すると、この整調レートは逃げ時
間のせいで簡単に減少することは望ましくない。この為
に、ペースメーカ５は長期間平均を固定する。患者が運
動を停止し且つ短期間平均が減少すると、ΔＭＶは基準
しきい値よりも降下し且つ長期間平均は通常の仕方で短
期間平均を再び追跡する。この発明の例示した実施例で
は医師が違う値をプログラムしないなら、基準しきい値
はΔＭＶＭＡＸの１／２に等しい。この技術は、運動期
間を延長させながら長期間を基礎的な微小容積測定レベ
ルに適応させる。

【００４９】

【発明の効果】以上の説明から明らかなように、この発
明は、基準の単極リード線から検知される呼吸微小容積
の測定値に基づいてレート応答整調を行う。この発明
は、心臓の電気的活動から生起する信号、電極と電解質
の境界から生起する動作人為構造及び雑音を低減するこ
とにより呼吸信号の忠実度を相当に改善する。

【００５０】この発明を特定の実施例について説明した
が、この実施例はこの発明の原理の応用を例示するにす
ぎないことを理解されたい。この発明の精神及び範囲か
ら逸脱することなく多数の変形例を作り、又他の構成を
工夫することもできる。

【図面の簡単な説明】

【図１】この発明の一実施例を示すブロック図である。

【図２】ペーシング及び検知と共に微小容積測定を行う
のに使用され得る慣用の単極リード線を患者の右心室に
配置する配置図である。

【図３】図１中にブロック図で示され且つ連続波モード
ではなくパルス・モードで作動するインピーダンス測定
器の回路図である。

【図４】図３のインピーダンス測定器と同様なインピー
ダンス測定器の信号源インピーダンスの関数としての所
望の呼吸信号の振巾を表すグラフである。

【図５】図３のインピーダンス測定器が種々のパルス巾
の電流パルスで患者の身体に質問する時に、インピーダ
ンス測定器で検出される異なった生理的信号及び非生理
的信号の相対レベルを示すグラフである。

【図６】図３のインピーダンス測定器が種々のパルス巾
の電流パルスで患者の身体に質問する時に、インピーダ
ンス測定器で検出される、図５に示された非呼吸“雑
音”信号の組み合せに対する図５に示された所望の呼吸
信号のレベルを示すグラフである。

【図７】種々の周波数の連続波電流又はその被時限パル
スにより患者の身体に質問するインピーダンス測定器に
よって検出される様な異なった生理的信号及び非生理的
信号の相対レベルを示すグラフである。

【図８】図１中にブロック図で示され且つインピーダン
ス測定のデジタル・サンプルで作動して矢張り図１中に
ブロック図で示されたパルス・ゼネレータへ送られるペ
ース命令を導出するコントローラの詳しいブロック図で
ある。

【符号の説明】

５ ペースメーカ ７ 患者の心臓 １１ 単極リード線 １４ インピーダンス測定器 １６ センス増巾器 １８ パルス・ゼネレータ ２８ コントローラ

フロントページの続き (72)発明者 タイバー・エイ・ナップホルツ アメリカ合衆国、コロラド州、エングルウ ッド、イースト・ジェイミソン・アベニュ ー 8524 (72)発明者 ジェイムズ・エイ・ノーラン アメリカ合衆国、コロラド州、コニファ ー、ケネディ・ガルチュ・ロード 29805 (72)発明者 ロバート・エイ・モリス アメリカ合衆国、コロラド州、パーマー・ レイク、エル・パソ・ロード 598

Claims (44)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 或る被制御レートで整調用電流パルスを
   供給する為のパルス供給手段と、 このパルス供給手段に結合され、且つ前記パルス供給手
   段を患者の心臓に結合する様になっており前記整調用パ
   ルス電流を前記心臓へ送る為の電極を有する単極リード
   線と、 このリード線とペースメーカ中の基準点との間に、約１
   ０ｋＨｚから約１０００ＭＨｚまでの範囲にある周波数
   成分を持つ測定電流を周期的に供給する為の手段と、 前記リード線と前記基準点との間に前記測定電流を供給
   中に作動し、前記リード線と前記基準点との間の空間イ
   ンピーダンスを前記患者の肋腹圧力の関数として測定す
   る為の手段と、 この測定手段に応答し、患者の微小容積を決定する為の
   手段と、 前記パルス供給手段に結合され、前記患者の微小容積に
   従って前記被制御レートを変更する為の手段と、 を備えたレート応答ペースメーカ。
2. 【請求項２】 前記測定電流供給手段は、一定の測定電
   流を生じる為の回路を含む請求項１のレート応答ペース
   メーカ。
3. 【請求項３】 前記測定電流供給手段は、一定の電圧で
   測定電流を生じる為の回路を含む請求項１のレート応答
   ペースメーカ。
4. 【請求項４】 前記測定電流は短持続時間の電流パルス
   の形態にある請求項１のレート応答ペースメーカ。
5. 【請求項５】 前記電流パルスは、約５ｎｓから約５μ
   ｓまでの範囲のパルス持続時間を持つ請求項４のレート
   応答ペースメーカ。
6. 【請求項６】 前記電流パルスは、少なくとも１個の特
   定信号源から生起する信号を消滅さし、或は増強するの
   に選択されるパルス持続時間を持つ請求項４のレート応
   答ペースメーカ。
7. 【請求項７】 前記電流パルスは、少なくとも１個の特
   定信号源から生起する信号を減衰させるのに選択される
   パルス持続時間を持つ請求項４のレート応答ペースメー
   カ。
8. 【請求項８】 前記電流パルスは、動作から生起する信
   号を減衰させるのに５０ｎｓより長いパルス持続時間、
   或は心臓の電気信号から生起する信号を減衰させるのに
   １０００ｎｓよりも短いパルス持続時間を持つ請求項７
   のレート応答ペースメーカ。
9. 【請求項９】 前記測定電流は連続波の形態にある請求
   項１のレート応答ペースメーカ。
10. 【請求項１０】 前記連続波電流は、約１０ｋＨｚから
    約１０００ＭＨｚまでの範囲の周波数成分を持つ請求項
    ９のレート応答ペースメーカ。
11. 【請求項１１】 前記連続波電流は、少なくとも１個の
    特定信号源から生起する信号を消滅させ、或は増強する
    のに選択される周波数成分を持つ請求項９のレート応答
    ペースメーカ。
12. 【請求項１２】 前記連続波電流は、少なくとも１個の
    特定信号源から生起する信号を減衰させるのに選択され
    る周波数成分を持つ請求項９のレート応答ペースメー
    カ。
13. 【請求項１３】 第１の所定時間では前記測定電流供給
    手段は、動作から生起する信号以外の信号を減衰させる
    為に２０ＭＨｚよりも高い周波数成分を持つ連続波電流
    を生じ、そして第２の所定時間では前記測定電流供給手
    段は、心臓の電気信号から生起する信号以外の信号を減
    衰させる為に２ＭＨｚよりも低い周波数成分を持つ連続
    波電流を生じる請求項１２のレート応答ペースメーカ。
14. 【請求項１４】 前記測定電流は連続波の被時限パルス
    の形態にある請求項１のレート応答ペースメーカ。
15. 【請求項１５】 前記連続波の被時限パルスは、約１０
    ｋＨｚから約１０００ＭＨｚまでの範囲の周波数成分を
    持つ請求項１４のレート応答ペースメーカ。
16. 【請求項１６】 前記連続波の被時限パルスは、少なく
    とも１個の特定信号源から生起する信号を消滅させ、或
    は増強するのに選択される周波数成分を持つ請求項１４
    のレート応答ペースメーカ。
17. 【請求項１７】 前記連続波の被時限パルスは、少なく
    とも１個の特定信号源から生起する信号を減衰させるの
    に選択される周波数成分を持つ請求項１４のレート応答
    ペースメーカ。
18. 【請求項１８】 第１の所定時間では前記測定電流供給
    手段は、動作から生起する信号以外の信号を減衰させる
    為に２０ＭＨｚよりも高い周波数成分を持つ連続波電流
    の被時限パルスを生じ、そして第２の所定時間では前記
    測定電流供給手段は、心臓の電気信号から生起する信号
    以外の信号を減衰させる為に２ＭＨｚよりも低い周波数
    成分を持つ連続波電流の被時限パルスを生じる請求項１
    ７のレート応答ペースメーカ。
19. 【請求項１９】 前記空間インピーダンスを測定する為
    の手段は、前記患者の身体の負荷インピーダンスに大体
    等しいか或はこれよりも大きい信号源インピーダンスを
    持っている請求項１のレート応答ペースメーカ。
20. 【請求項２０】 前記空間インピーダンスを測定する為
    の手段は、約２００Ωから約６００Ωまでの範囲の信号
    源インピーダンスを持っている請求項１９のレート応答
    ペースメーカ。
21. 【請求項２１】 前記空間インピーダンスを測定する為
    の手段は、容量放電回路であり、この容量放電回路は、
    所定のパルス巾及び負荷インピーダンスの為に最高被測
    定電圧を供給するのに選択された容量を含む請求項１の
    レート応答ペースメーカ。
22. 【請求項２２】 前記電極は前記心臓の壁に位置決めさ
    れる様になっている請求項１のレート応答ペースメー
    カ。
23. 【請求項２３】 或る被制御レートで整調用パルスを供
    給する為のパルス供給手段と、 このパルス供給手段に結合され、且つ前記パルス供給手
    段を患者の心臓に結合する様になっている電極を有する
    単極リード線と、 このリード線と基準点の間に測定電流を周期的に導入
    し、且つ前記リード線と前記基準点の間の電圧を測定し
    て空間インピーダンス信号を導出する為の手段と、 前記パルス供給手段に結合され、前記被制御レートを前
    記空間インピーダンス信号の関数として調節する為の手
    段と、 を備えたレート応答ペースメーカ。
24. 【請求項２４】 前記電極は前記心臓の壁に位置決めさ
    れる様になっている請求項２３のレート応答ペースメー
    カ。
25. 【請求項２５】 前記測定電流は短持続時間の電流パル
    スの形態にある請求項２３のレート応答ペースメーカ。
26. 【請求項２６】 前記電流パルスは、約５ｎｓから約５
    μｓまでの範囲のパルス持続時間を持つ請求項２５のレ
    ート応答ペースメーカ。
27. 【請求項２７】 前記電流パルスは、少なくとも１個の
    特定信号源から生起する信号を消滅させ、或は増強する
    のに選択されるパルス持続時間を持つ請求項２５のレー
    ト応答ペースメーカ。
28. 【請求項２８】 前記電流パルスは、少なくとも１個の
    特定信号源から生起する信号を減衰させるのに選択され
    るパルス持続時間を持つ請求項２５のレート応答ペース
    メーカ。
29. 【請求項２９】 第１の所定時間では前記測定電流供給
    手段は、動作から生起する信号以外の信号を減衰させる
    為に５０ｎｓよりも短いパルス持続時間を持つ電流パル
    スを生じ、そして第２の所定時間では前記測定電流供給
    手段は、心臓の電気信号から生起する信号以外の信号を
    減衰させる為に１０００ｎｓよりも長いパルス持続時間
    を持つ電流パルスを生じる請求項２８のレート応答ペー
    スメーカ。
30. 【請求項３０】 前記測定電流は連続波の形態にある請
    求項２３のレート応答ペースメーカ。
31. 【請求項３１】 前記連続波電流は、約１０ｋＨｚから
    約１０００ＭＨｚまでの範囲の周波数成分を持つ請求項
    ３０のレート応答ペースメーカ。
32. 【請求項３２】 前記連続波電流は、少なくとも１個の
    特定信号源から生起する信号を消滅させ、或は増強する
    のに選択される周波数成分を持つ請求項３１のレート応
    答ペースメーカ。
33. 【請求項３３】 前記連続波電流は、少なくとも１個の
    特定信号源から生起する信号を減衰させるのに選択され
    る周波数成分を持つ請求項３１のレート応答ペースメー
    カ。
34. 【請求項３４】 前記測定電流は連続波の被時限パルス
    の形態にある請求項２３のレート応答ペースメーカ。
35. 【請求項３５】 前記連続波の被時限パルスは、約１０
    ｋＨｚから約１０００ＭＨｚまでの範囲の周波数成分を
    持つ請求項３４のレート応答ペースメーカ。
36. 【請求項３６】 前記連続波の被時限パルスは、少なく
    とも１個の特定信号源から生起する信号を消滅させ、或
    は増強するのに選択される周波数成分を持つ請求項３５
    のレート応答ペースメーカ。
37. 【請求項３７】 前記連続波の被時限パルスは、少なく
    とも１個の特定信号源から生起する信号を減衰させるの
    に選択される周波数成分を持つ請求項３５のレート応答
    ペースメーカ。
38. 【請求項３８】 患者の呼吸の微小容積信号に従って或
    る被制御レートで前記患者の心臓を整調する方法であっ
    て、 移植し得るペースメーカ及び整調用刺激パルスを発生し
    て前記患者の心臓へ印加する為の電極を有する単極リー
    ド線を用意するステップと、 前記リード線と前記ペースメーカ中の基準点との間に、
    約１０ｋＨｚから約１０００ＭＨｚまでの範囲の周波数
    成分を持つ測定電流を周期的に供給するステップと、 前記リード線と前記基準点の間に前記測定電流を供給す
    ることに応答して、前記患者の肋腹圧力の関数として変
    わる、前記リード線と前記基準点の間の空間インピーダ
    ンスを測定するステップと、 前記空間インピーダンスの測定に基づいて前記患者の呼
    吸微小容積を決定するステップと、 前記患者の決定された微小容積に従って前記被制御整調
    レートを変更するステップと、 を含む患者の心臓を整調する方法。
39. 【請求項３９】 前記測定電流供給ステップは、一定の
    測定電流を供給するサブステップを含む請求項３８の患
    者の心臓を整調する方法。
40. 【請求項４０】 前記測定電流供給ステップは、一定の
    電圧で測定電流を供給するサブステップを含む請求項３
    ８の患者の心臓を整調する方法。
41. 【請求項４１】 前記測定電流供給ステップは、短持続
    時間の電流パルスの形態で前記測定電流を供給するサブ
    ステップを含む請求項３８の患者の心臓を整調する方
    法。
42. 【請求項４２】 前記測定電流供給ステップは、５ｎｓ
    から５μｓまでの範囲のパルス持続時間を持つ短持続時
    間電流パルスの形態で前記測定電流を供給するサブステ
    ップを含む請求項３８の患者の心臓を整調する方法。
43. 【請求項４３】 前記測定電流供給ステップは、連続波
    の形態で前記測定電流を供給するサブステップを含む請
    求項３８の患者の心臓を整調する方法。
44. 【請求項４４】 前記測定電流供給ステップは、１０ｋ
    Ｈｚから１０００ＭＨｚまでの範囲の周波数を持つ連続
    波の形態で前記測定電流を供給するサブステップを含む
    請求項３８の患者の心臓を整調する方法。