JPH0534026B2

JPH0534026B2 -

Info

Publication number: JPH0534026B2
Application number: JP2230483A
Authority: JP
Inventors: Mootazabi Setsudo
Original assignee: Siemens Corp
Current assignee: Siemens Corp
Priority date: 1989-09-05
Filing date: 1990-08-31
Publication date: 1993-05-21
Also published as: EP0416469A2; JPH0399677A; AU620769B2; US5040538A; EP0416469B1; AU5585990A; DE69025681D1; DE69025681T2; EP0416469A3

Description

【発明の詳細な説明】［産業上の利用分野］この発明は、一般にレート応答形心臓ペースメ
ーカに関し、特に血液酸素含有量に応答しそれに
より心臓のレートを生理的要求の変化に対する心
臓の本来の応答パターンに極めて近似させること
ができるようにしたレート応答形ペースメーカ用
の血液酸素センサ、及び血液酸素メータを利用し
てペースメーカの周波数を制御するための装置に
関する。

［従来の技術］心臓ペースメーカはおそらく現代医学の最もよ
く知られた電子技術的驚異の一つであり、患者へ
のペースメーカの植え込みはほとんど日常的手術
になつている。この小さい電子デバイスが長期間
にわたり連続的に患者の心臓を脈動させるか、又
はデマンド形ペースメーカの場合には心臓の本来
の動作をモニタし心臓が鼓動を中断したときだけ
刺激パルスを供給する。もしペースメーカが無け
れば致命的となるか又は無能力となつてしまうよ
うな心臓障害を有する患者が、ペースメーカによ
り比較的正常の生活を取り戻すことができる。

現代のペースメーカは異常検出、二方向遠隔測
定及び心臓の心房と心室の一方又は両方における
検出とペーシングを行うことができる非常に複雑
な装置であるということが当業者によつて認めら
れている。この種のペースメーカは植え込み後に
医師により微細に調整され、パラメータは最適な
ペーシング動作をもたらすように調整される。

この種なペースメーカの印象的な精巧さにもか
かわらず、これらのペースメーカは健康な心臓と
ペーシングすべき心臓との間のただ一つの大きな
差異、すわなち活動、運動又はストレスに対する
応答性に関する妥協の産物である。健康な心臓は
身体の活動又は運動を含む多数の要因に対しレー
ト応答性を示す。心臓の行程容積及び全身の血管
抵抗における変化が運動、温度変化、姿勢の変
更、感情、低血糖、バルサルバ法などのような生
理的ストレスのために循環系中に起こる。

これらのストレスのもとに適当な血流圧力及び
心臓出力を維持するために、心臓レートを調節す
ることが必要である。健康な心臓は休息又は睡眠
中に60拍毎分以下のレートで、また例えば激しい
運動中に120拍毎分以上のレートで鼓動すること
ができる。非レート応答形である心臓ペースメー
カによりペーシングされる心臓は、一般に約70拍
毎分の一定のレートで鼓動する。

ペーシングされる心臓は睡眠中に必要となるよ
りも多量の血液を供給し、患者が安らかに眠るこ
とを妨げることさえあることが認められている。
更に深刻なのは、70拍毎分のペーシングされる患
者が激しい活動に携わるのに著しい困難を経験す
るということである。歩行のような適度なレベル
の活動が或る患者では困難を招く。生理的要求に
応答して変化するペースメーカが、ペースメーカ
を必要とする患者のために正常な活動的生活を可
能にする非常に望ましい装置であることは明らか
である。

生理応答形心臓ペーシングは正常の可変な心臓
レートの欠落時に代謝の要求のレベルに対し心臓
レートを最適化しなければならない。この問題に
対する最も簡単な答えは心房追従ペーシングであ
り、この場合には患者は完全な又は部分的な心房
心室ブロツクを有し、心房心室ペースメーカが心
房で検出される正常の心臓活動に応答して心室を
刺激する。しかしながらこの技術は洞徐脈又は心
房細動を有する多くの患者で採用することができ
ず、そこでレート応答形ペーシングが正常の可変
な心臓レートに近似させるために必要となる。

多種の生理応答形ペーシング装置が提案されて
おり、これらの装置は変化する心臓レートのため
の基準として色々な生理的パラメータを用いる。
これらのパラメータは血液温度、心臓から検出さ
れる種々のタイミング信号、心臓内で測定される
圧力、呼吸レート、神経系の活動、身体の活動及
び血液の化学的性質に含む。これらの装置を以下
簡単に説明し、それぞれの装置に固有の問題を明
らかにする。

アメリカ合衆国特許第4436092号明細書によれ
ば、静脈血液温度が右心室で測定される。血液温
度は運動中に上昇することが知られており、これ
に対応して身体中央部の温度が上昇するため、血
液温度は血液供給に対する一層大きい生理的要求
を示す。しかしながらこの種の装置の応答は全く
緩慢である。加えるにこの装置は測定の行われる
粗雑さ、冷たい液の摂取及び発熱により起こる効
果により不正確となる。

QT間隔及びＰ波は心臓レートを変更するため
に用いられる。QT間隔の利用はアメリカ合衆国
特許第4228803号明細書に記載されており、Ｑ波
を示すペースメーカ刺激の後の再分極Ｔ波の検出
を含む。一層短いQT間隔は一層高い心臓ペーシ
ングレートを作り出すために用いられる。この装
置は応答が緩慢であり、摂取された薬により及び
検出された収縮を用いるのではなくペースメーカ
の刺激を用いることにより引き起こされる変化の
ゆえに非常に有効とは言えない。

Ｐ波の利用はアメリカ合衆国特許第4313442号
明細書に記載されている。Ｐ波の検出によつて平
均の心房レートに応答することにより、装置は心
臓レートを変更する。この装置は心房心室ペース
メーカと大差はなく、上記のようにこの技術は洞
徐脈又は心房細動を有する多くの患者に採用でき
ない。この装置はまた時間平均化のために緩慢で
あり、所望のレートより大きいレートで心臓を駆
動するおそれのある不完全な信号検出のために誤
差を生じやすい。

血圧を適当の心臓レートを決定するために用い
ることができる。心臓レートを制御するために心
臓内の血圧を用いることが、アメリカ合衆国特許
第3358690号明細書に記載の装置を初めとして幾
つかの提案された装置の基礎となつている。アメ
リカ合衆国特許第3358690号明細書では高い圧力
状態を検出するために心房内に圧力センサが用い
られ、短い遅延の後に心室のペーシングパルスを
供給する。この装置はまた心房が完全に正常に作
動することを仮定し、従つて洞徐脈又は心房細動
を有する多くの患者にこの装置を用いることは不
可能である。

アメリカ合衆国特許第3857399号明細書には、
左心室内に置かれたセンサを用いて左心室圧力又
は心筋内の圧力を測定する装置が記載されてい
る。心室間の隔壁を通してセンサを導入すること
は控えめに言つても危険であるので、このことは
絶対に受け入れられない。同様に動脈を経て心臓
内にこの種のセンサを切開して又は経皮的に導入
することは動脈の壊死を招く。

アメリカ合衆国特許第4566456号公報では右心
室内に圧力センサが用いられ、検出された圧力又
は検出された圧力の時間微分係数に応答して右心
室へペーシングパルスを供給する。この装置もま
た心房が完全に正常に作動することを仮定し、従
つて洞徐脈又は心房細動を有する多くの患者にこ
の装置を用いることは不可能である。

最後にアメリカ合衆国特許第4600017号明細書
には、三尖弁の閉を検出するために右心室中に圧
力センサを用いることが記載され、その後にペー
シングパルスを供給する。ここでももし心房が完
全に動作しないならば、この装置を用いることは
不可能である。

呼吸レートセンサがアメリカ合衆国特許第
3593718号明細書に記載されている。呼吸レート
の増加は一層高い速度の心臓ペーシグレートを装
置に起こさせる。正常な心臓では心臓レートが呼
吸レートを正確に追従せず、アメリカ合衆国特許
第3593718号明細書に基づく装置の問題は、もし
呼吸レートが時間平均値であればこの装置は緩慢
でありすぎるか、又は瞬間の呼吸レートが用いら
れるならばこの装置は敏速すぎるおそれがあると
いうことである。加えるにこの装置は信号を作り
出すために胸部インピーダンスにおける変化を用
い、それによりこの装置は不正確なセンサを含む
種々の原因による誤信号を受くやすく、また細動
除去から損害を非常に受けやすい。

中枢神経系の活動は心臓レートの修正に非常に
関連がある。神経インパルスの利用がアメリカ合
衆国特許第4201219号明細書に記載されており、
この明細書ではニユーロ検出器装置が神経インパ
ルスを表す電気信号を発生させるために用いられ
る。インパルスの周波数は心臓ペーシングレート
を修正するために利用される。このデバイスの完
成はかなり困難であり、そこではヘーリングの神
経への安定した予測可能な結合が必要である。加
えるに所望の単一信号を得るために検出された信
号を正確に識別することが困難であり、そこでは
必要となる技術は未だ揺らん期にある。従つてこ
の方式はおそらく速い応答を有するけれど、信頼
できる製品のために必要なセンサの信頼性及び装
置特性を有していない。

市販されているペースメーカの第１世代にたど
り着いた方式は活動検出形可変レート装置であ
り、この装置は身体運動に応答してレートを変更
する。身体運動が増すにつれてセンサからの出力
が増し、一般に圧電デバイスが身体の運動により
誘導される振動に応答して電気出力を与える。セ
ンサからの出力の増加は装置に一層高い心臓ペー
シングレートを策り出させる。この種のデバイス
の例はアメリカ合衆国特許第4140131号及び同第
4428378号明細書に記載されている。

活動検出形可変レートペースメーカは速い応答
と良好なセンサ信頼性とを有する。しかしながら
これらのペースメーカは装置特性において理想的
ではない。例えばもしこの種のペースメーカを装
着した人間がでこぼこの激しい道で車に安静に搭
乗しているならば、増加が正当ではなく実際は正
常の健康な心臓ならば始まらないようなときに、
この人の心臓レートは著しく増加するであろう。
同様にもしこの人が運動用定置自転車上で猛烈な
速度でペダルを踏みしかしその上半身は比較的運
動が少ないならば、この人はおそらく酸素を使い
果たし意識を失うであろう。それゆえにこの種の
装置の商業的な完成にもかかわらず、この種の装
置は完全無欠とはほど遠いということが認められ
る。

最近行われた研究では、血液PH又は酸素飽和を
検出するために血液化学的センサが用いられてい
る。PH検出の利用はアメリカ合衆国特許第
4009721号及び同第4252124号明細書に記載されて
いる。膜形PHセンサ電極は一般に右心室内に置か
れ、運動により増量して発生させられた二酸化炭
素の血液濃度に比例するPHを検出する。PHレベル
の減少は一層高い心臓ペーシングレートを生み出
すために用いられる。この装置の速度は緩慢であ
り、長寿命期間にわたるセンサの信頼性では信頼
できる製品を作るために十分に大きいとはいまだ
言えない。

酸素飽和の利用はアメリカ合衆国特許第
4202339号、同第4399820号、同第4467807号及び
同第4815496号明細書に記載されている。光学式
検出器が一般に右心室中で混合された静脈酸素飽
和を測定するために用いられる。混合された静脈
酸素飽和の減少は一層高い心臓ペーシングレート
を生み出すために用いられる。この装置の速度は
身体の時定数に匹敵し、センサの信頼性と寿命は
酸素飽和センサがかなり信頼性のあるデバイスで
あるという点で著しく改良されている。

酸素飽和形装置は一般にホトトランジスタと並
列抵抗との並列回路及びこの回路に直列に接続さ
れた発光ダイオードを含む回路を駆動するための
電流源を用いて作動する。回路に加わる電圧がモ
ニタされ、電圧の比較的小さい変化が酸素飽和の
最大目盛を表す。発光ダイオードに加わる電圧は
比較的一定に保たれ、抵抗器を経て流れる電流の
量がホトトランジスタ及び抵抗器の並列回路に加
える電圧を決定する。回路に加わる電圧に生じる
変化が小さく一般に最大目盛で100ｍＶ以下であ
るにもかかわらず、酸素飽和の正確な表示を提供
することができる。

この種の回路の問題の一つは、回路が電流源の
変化に対して著しく敏感であるということであ
る。一般に所定のパーセンテージによる電流源か
らの出力電流の変化は、１桁大きい前記電圧領域
のパーセンテージ変化をもたらす。従つて電流源
からの出力電流の１％の変化は、電圧変化の最大
目盛の少なくとも10％の変化をもたらす。この事
実の意味は、酸素飽和を測定するための電圧の測
定における控えめの精度を維持するためにさえ、
電流源の構造が非常に正確でなければならないと
いうことである。

電流源からの出力電流の小さい変化に対するこ
の高度の敏感性の例は、問題を理解するのに有効
である。電流源からの出力電流は１ｍＡであり、
抵抗器が1kΩであり、回路に加わる電圧の最大目
盛の変化が100ｍＶであると仮定しよう。従つて
0.01ｍＡである電流源からの出力電流の１％の変
化は、抵抗器に加わる電圧に10ｍＶの変化を与え
る。これは10％の誤差であり、典型的な実際の回
路では誤差は少なくとも10％であり、一般には更
に高い。

加えるに回路に加わる全電圧は一般に3.3V以
上であり、このことはペースメーカがこの電圧を
作り出すために内部に倍電圧器を持たなければな
らいということを意味する。このことは勿論駆動
回路の複雑さと電力消費との増大を招く。測定さ
れた電圧はアナログであるからＡ−Ｄ変換器も必
要であり、ペースメーカの中に必要な回路は更に
一層複雑となり電力消費を更に増す。

それゆえに非常に正確なかつ供給電流に生じる
変化にあまり敏感でない改良された酸素センサに
対する要求が存在する。

［発明が解決しようとする課題］この発明の主な課題は、酸素飽和検出の要求さ
れる高度の精度及び装置を駆動するためい用いら
れる供給電流のレベルの変化の発生に対する低レ
ベルの敏感性を有する改良された酸素センサを提
供することにある。この発明に基づく改良された
酸素センサの主な課題は、酸素センサが倍電圧器
を必要とすることなく駆動回路により駆動できる
ようにし、それにより駆動回路の複雑さと電力消
費とを低減することにある。

この発明の別の課題は、回路の出力側にＡ−Ｄ
変換器を必要とせず、それにより装置の複雑さと
電力消費とを更に低減することにある。生理応答
形可変レートペースメーカの完成の際に用いられ
るような酸素センサは、迅速な応答、長期間信頼
性及び高度の特性という所望の特徴を保持しなけ
ればならい。重大な相対的不利益を被ることなく
すべての前記長所及び課題を達成することもこの
発明の課題である。

［課題を解決するための手段］これらの課題はこの発明により血液酸素センサ
が、 (a) 第１の時点で初めて発光するように駆動され
るのに適した発光ダイオードを備え、この発光
ダイオードにより放出される光が血液へ向けら
れ、 (b) 血液により反射される前記発光ダイオードか
らの光の一部を検出する光検出器を備え、この
光検出器が血液により反射される前記発光ダイ
オードからの光の一部に比例する出力を供給
し、 (c) 前記光検出器からの出力を積分しかつ出力と
して積分された電圧出力を供給する積分器を備
え、 (d) 積分された電圧出力を所定のしきい値と比較
し、積分された電圧出力が所定のしきい値に到
達した第２の時点で出力信号を供給する回路を
備え、第１の時点と前記第２の時点との間の時
間の長さが血液中の酸素のレベルに逆比例することにより解決される。

［作用］前記従来技術の欠点及び限界はこの発明により
克服される。この発明により、従来知られた酸素
センサとは基本的に異なる方式で作動する酸素セ
ンサが提供される。この発明に基づく酸素センサ
は、発光ダイオードを点灯するための電流源に直
接接続された発光ダイオードを用いる。発光ダイ
オードからの光は酸素センサの外側の血液へ向け
られ、血液はホトトランジスタへ光の一部を反射
して戻す。ホトトランジスタは酸素センサの従来
の作動方式とは異なつて発光ダイオードに直列に
接続されてはいない。

むしろホトトランジスタは積分器を駆動するよ
うに接続され、積分器は発光ダイオードがターン
オンされた時点を起点としてホトトランジスタか
らの信号を積分する。積分器はホトトランジスタ
からの信号について行われる積分動作を表す出力
を与える。積分器の出力はしきい値検出器兼ラツ
チへ供給され、しきい値検出器兼ラツチのラツチ
回路はまた発光ダイオードに並列に接続されてい
る。積分器の出力がしきい値検出器兼ラツチに設
定されたしきい値に到達したとき、しきい値検出
器兼ラツチのラツチ回路は発光ダイオードをラツ
チし、発光ダイオードに加わる電圧を低下させ
る。

発光ダイオードがターンオンした時点から、発
光ダイオード及びしきい値検出器兼ラツチのラツ
チ回路に加わる電圧が低下するまでに、要した時
間の量が測定される。血液の酸素含有量は測定さ
れた時間に逆比例するので、この時間が分かれば
血液酸素含有量を決定できる。従つて発光ダイオ
ード及びラツチ回路に加わる電圧を単にモニタす
ることにより、血液酸素含有量を測定するので簡
単である。

従つて電流源により発生させなければならない
最大電圧は、ラツチ動作発生に先立つて発光ダイ
オードに加わる電圧であることが明らかである。
この種の発光ダイオードに加わる典型的な電圧は
約1.6Vであり、この電圧は大抵のペースメーカ
の電池電圧より低い。従つてこの発明に基づく装
置は電圧増倍器の利用を必要としない。このこと
は勿論回路の複雑さの低減及び駆動回路により要
求される電力量の最小化をもたらす。

加えるに測定される要素は電圧ではなく時間で
あり、発光ダイオードの点灯からラツチ動作の発
生までの時間を測定するために、簡単なデイジタ
ル回路が必要となるにすぎない。従つてこの発明
に基づく装置はＡ−Ｄ変換器の使用を必要としな
い。このことは複雑な回路を排除しかつセンサの
動作をモニタするために必要な電力量を減らす。

それゆえにこの発明により、酸素含有量の検出
に要求される高度の精度及び装置を駆動するため
に用いられる供給電流のレベルにおける変化発生
に対する低レベルの敏感さを有する改良された酸
素センサが提供される。この発明に基づき改良さ
れた酸素センサは倍電圧器を必要としない駆動回
路により駆動することができ、それにより駆動回
路の複雑さと電力消費とを最小にする。

この発明に基づき改良された酸素センサは更に
回路の出力側にＡ−Ｄ変換器を必要とせず、それ
により更に装置の複雑さと電力消費とを最小にす
る。この発明に基づく酸素センサは、真に生理応
答形可変レートペースメーカの完成に用いるとき
に、迅速な応答、長期間の信頼性及び非常に高度
な特性という所望の特徴を保持する。最後にいか
なる重大な相対的不利益を被ることなく、すべて
の前記長所及び課題が達成される。

［実施例］次にこの発明に基づく酸素センサの一実施例を
用いた心臓ペースメーカを示す図面により、この
発明を詳細に説明する。

この発明に基づく酸素センサを採用するペース
メーカの有利な一実施例が第１図に示されてい
る。この装置は二つの構成要素を有し、第１の構
成要素は右上胸部空洞に植え込まれた電子パルス
発生器２０である。第２の構成要素はペーシング
リード線２２であり、その一方の端部は電子パル
ス発生器２０に接続されている。ペーシングリー
ド線２２の他方の端部は心臓へ通じる静脈内に植
え込まれ、ペーシングリード線２２の遠い方の端
部は心臓２４の右心室内に置かれている。

二極リード線は従来技術でよく知られておりこ
れを用いることもできるが、第１図及び本明細書
の他の図面に示されたペーシングリード線２２は
単極リード線である。加えるに図示の電子パルス
発生器２０は心室ペースメーカであるが、しかし
この発明の原理は同様に心房心室ペースメーカに
適用することができる。

酸素センサ２６はペーシングリード線２２上に
配置され、心臓２４の右心房中に示されている。
酸素センサ２６を心臓２４の右心室に配置するこ
ともできる。酸素検出形ペーシング装置の基本的
な適用の詳細な説明に対しては、アメリカ合衆国
特許第4815469号明細書を参照されたい。

この発明に基づく酸素センサ２６は第２図に示
すように、従来知られた装置と同様に端子２８，
３０を経て電流源（図示されていない）により駆
動されるように設計されている。発光ダイオード
３２は直接端子２８と３０の間に接続され、従つ
て発光ダイオード３２を直接電流源に接続する。
こうして電流源が発光ダイオード３２を点灯し、
光エネルギーE₁を放出させる。有利な実施例で
は光エネルギーE₁は約660nｍの波長を有し、こ
の波長は血液の全酸素含有量を示す反射特性を有
する。

光E₁は血液に接触し、血液の性質に依存して
光エネルギーE₁の一部が酸素センサ２６へ反射
して戻される。光検出器３４は酸素センサ２６へ
反射して戻された光の量を測定するために用いら
れ、光検出器３４へ反射して戻された光エネルギ
ーの量は符号E₂で示されている。光検出器３４
を経て流れる電流の量は光エネルギーE₂に比例
する。

光検出器３４からの電流は積分器３６へ供給さ
れ、積分器は光検出器３４からの電流を時間にわ
たり積分する。積分器３６は出力として光検出器
３４からの電流の積分された値を供給する。この
出力は積分器３６によりしきい値検出器兼ラツチ
３８へ供給される。しきい値検出器兼ラツチ３８
は光検出器３４からの電流の積分された値を、あ
らかじめ設定されたしきい値と比較する。このし
きい値に到達したとき、しきい値検出器兼ラツチ
３８は端子２８と３０との間をラツチする。

しきい値検出器兼ラツチ３８が端子２８と３０
との間をラツチする時点より以前には、端子２
８，３０間に加わる電圧が発光ダイオード３２を
作用させる。この電圧は符号V₁で示され一般の
場合に約1.6Vである。この時点でしきい値検出
器兼ラツチ３８のラツチ回路はオフであり、電流
を消費しない。積分器３６からの出力がしきい値
検出器兼ラツチ３８のしきい値に到達したとき、
しきい値検出器兼ラツチ３８のラツチ回路がラツ
チし、端子２８，３０に加わる電圧を電圧V₂へ
低下させる。

発光ダイオード３２が発光するように付勢され
る時点から、しきい値検出器兼ラツチ３８がラツ
チする時点までにかかる時間の量を測定すること
により、血液の酸素含有量を測定することができ
る。血液の酸素含有量が大きいほど一層多くの光
が光検出器３４へ反射される。従つてしきい値検
出器兼ラツチ３８がラツチするのに要した時間が
短いほど、血液の全酸素含有量が高い。

第２図に関連して第３図を参照しながらこの動
作を説明する。積分器３６は動作の開始に先立つ
てリセツトされる。積分器３６の出力（ゼロ）は
しきい値より低いので、しきい値検出器兼ラツチ
３８のラツチ回路はこの時点でやはりオフであ
る。電流発生器が発光ダイオード３２を点灯する
時点T₁では、発光ダイオードが光エネルギーE₁
の放出を開始する。この時点において端子２８，
３０に加わる電圧はV₁である。

光エネルギーE₂が光検出器３４へ反射され、
光検出器が電流出力を積分器３６へ供給し、積分
器が光検出器３４の電流出力を積分し始める。し
きい値検出器兼ラツチ３８は、光検出器３４の積
分された電流出力がしきい値に到達したかどうか
を確定するために、この積分電流出力を絶えずチ
エツクする。光検出器３４の積分された電流出力
は時点T₂でしきい値検出器兼ラツチ３８のしき
い値に到達し、この時点でしきい値検出器兼ラツ
チのラツチ回路がラツチする。

しきい値検出器兼ラツチ３８のラツチ回路がラ
ツチすると、端子２８，３０に加わる電圧はV₁
からV₂へ低下する。端子２８，３０に加わる電
圧をモニタすることにより時点T₁，T₂を測定す
ることができる。T₂とT₁との間の時間差は血液
の全酸素含有量を示す。従つて当業者ならば、こ
の時間差がデマンド形ペースメーカを制御するた
めに用いることができる真の生理的指標となるパ
ラメータであることを理解する。

次に第４図のブロツク線図は、酸素センサ２６
が電子パルス発生器２０の制御回路に関連して血
液の反射特性を検出するために用いられる方法を
示す。酸素センサ２６は血液がセンサにより放出
される光エネルギーE₁に接触できるような生体
領域内に位置決めされている。一般に酸素センサ
２６は血液を心臓へ返送する静脈内に置かれる
か、又は心臓２４自体の内部に置かれている。第
４図は心臓２４の右心房内に置かれた酸素センサ
２６を示す。

センサ駆動回路４０は酸素センサ２６を駆動す
るのに必要な電流パルスを供給する。同様にセン
サ処理回路４２はセンサ端子２８，３０に加えら
れた電圧をモニタする。適当なタイミング信号４
４はセンサ駆動回路４０とセンサ処理回路４２と
の間で共用されている。更に酸素センサ２６の検
出機能を他の作用と同期化するために、センサ駆
動回路４０及びセンサ処理回路４２が一般にクロ
ツク信号４６及びタイミング基準信号４８をこれ
らの回路の外部の位置から受け入れる。

例えばセンサ回路４２が植え込まれた電子パル
ス発生器２０と共に用いられるとき、クロツク信
号４６は電子パルス発生器２０内の回路から得ら
れる。同様に基準信号４８は一般にＶ（心室）パ
ルス又はＲ波信号のような心臓の作用を示す信号
であり、これらの信号は心臓の心室がペーシング
されているか又は心室収縮が検出されていること
を示す。

駆動回路４０及びセンサ回路４２は電子パルス
発生器２０内に収容され、電子パルス発生器２０
は人体内に植え込み可能に作られている。また電
子パルス発生器２０内には従来からよく知られて
いるペースメーカ回路５０が収容されている。駆
動回路４０及びセンサ回路４２は前記の方法でペ
ースメーカ回路５０に接続されている。すなわち
クロツク信号４６並びにＶ／Ｒ信号４８（Ｒ波が
検出されるか又はＶ刺激パルスが発生させられる
ことを意味する）が、ペースメーカ回路５０から
駆動回路４０及びセンサ回路４２へ供給される。

従来の二極ペースメーカコネクタ５４を経由し
て電子パルス発生器２０に接続されたペーシング
リード線５２により、電子パルス発生器２０は導
体５８を経て末端の電極５６で心臓２４へ刺激パ
ルスを供給することができる。この同じ導体５８
によりペースメーカ回路５０は電極５６の付近で
起こる心臓の作用を検出することができる。酸素
センサ２６は、酸素センサ２６が心臓２４の右心
房内に置かれるように、電極５６から離れた位置
でペースメーカリード線５２内に埋め込まれるの
が有利である。

更に心臓内に適当に位置決めされたとき、ペー
スメーカリード線５２は心臓の三尖弁を通る血液
の通路の直前で酸素センサ２６を血液に直面させ
るように曲げられている。酸素センサ２６の端子
２８はリード線５２の別の導体６０に接続されて
いる。酸素センサ２６の別の端子３０はペースメ
ーカリード線５２内部で導体５８に接続されてい
る。

センサ処理回路４２はT₂とT₁との間の時間差
をモニタし、この時間差の関数である制御信号６
２を発生させる。制御信号６２は従つて血液の反
射特性を代表する（及び従つて血液内で検出され
た酸素の量に関係づけられる）。この制御信号６
２はペースメーカ回路５０に与えられ、電子パル
ス発生器２０が心臓２４へ刺激パルスを供給する
ときのレートを制御するために生理的パラメータ
として用いられる。従つて第４図に示された装置
は、ペースメーカのレートが酸素センサ２６に接
触する血液の検出された酸素含有量の関数として
変化するようなレート応答形ペースメーカを表
す。

次に第５図に、酸素センサ２６のための回路の
一実施例が、センサ駆動回路４０、センサ処理回
路４２及びこれらの回路に関係する種々の制御信
号を含めて、酸素センサ２６のための制御装置の
部分と共に示されている。有利な実施例における
発光ダイオード３２は約660nｍの波長で発光す
るGaAlAs発光ダイオードである。発光ダイオー
ド３２のカソードは端子２８に接続され、発光ダ
イオード３２のアノードは端子３０に接続されて
いる。

用いられた光検出器３４は、端子２８に接続さ
れたエミツタを有するnpn形ホトトランジスタ６
３である。値R₁を有する第１の抵抗器６４がホ
トトランジスタ６３のコレクタと端子３０との間
に接続されている。値R₂を有する第２の抵抗器
６６がホトトランジスタ６３のベース・エミツタ
接合に並列に接続されている。最後にpnp形トラ
ンジスタ６８がホトトランジスタ６３のベースに
接続されたコレクタと、ホトトランジスタ６３の
コレクタに接続されたベースと、端子３０に接続
されたエミツタとを有する。

第２の抵抗器６６は第１の抵抗器６４に比べて
非常に小さく約２桁違つている。例えば第１の抵
抗器６４は20MΩの抵抗器とすることができ、第
２の抵抗器６６は220kΩの抵抗器とすることがで
きる。ホトトランジスタ６３及びトランジスタ６
８のβ（エミツタ接地電流増幅率）は共に高く約
200である。

回路の動作の解析で考える必要のある五つのキ
ヤパシタンスが存在する。第１のキヤパシタンス
はペースメーカコネクタ５４中の貫通コンデンサ
のキヤパシタンスであり、これらのコンデンサは
図示されていない。他の四つのキヤパシタンスは
ホトトランジスタ６３及びトランジスタ６８の特
性である。

ホトトランジスタ６３は第２の抵抗器６６と並
列にベースとエミツタとの間にキヤパシタンスを
有し、このキヤパシタンスをC_BEopoと呼ぶ。ホト
トランジスタ６３はまたコレクタとベースとの間
にキヤパシタンスを有し、このキヤパシタンスを
C_CBopoと呼ぶ。トランジスタ６８はコレクタとベ
ースとの間にキヤパシタンスを有し、このキヤパ
シタンスをC_CBpopと呼ぶ。最後にトランジスタ６
８はベースとエミツタとの間にキヤパシタンスを
有し、このキヤパシタンスをC_BEpopと呼ぶ。キヤ
パシタンスC_CBopoとC_CBpopとは並列であり、合わ
せてCμと呼ぶことができる。

第５図に加えて第６図ないし第８図にはそれぞ
れ回路への入力電流、回路に加わる電圧及び第１
の抵抗器６１（及びC_BEpop）に加わる電圧が示さ
れている。発光ダイオード３２の点灯に先立つ小
さい初期化電流が三つの別の理由のために必要で
ある。第１には、光が発光ダイオード３２により
発生させられること無しに回路が急にラツチする
のを防止するために、第１の抵抗器６４に加わる
電圧を制御することが必要である。従つて時間に
関して発光ダイオード３２（従つてセンサ）に加
わる電圧の変化の速度を注意深く制限しなければ
ならない。これは貫通コンデンサの存在のためで
ある。

第２には、初期化電流は発光ダイオード３２内
の電流伝導の開始に到達するために必要である。
第３には、初期化電流は第１の抵抗器６４に加わ
る電圧がほぼゼロに復帰するまで必要である。こ
の最後の要求に対する理由は、ここでも時期尚早
のラツチングと測定の不正確さとを防止すること
である。

特に第６図では、−1μAの程度の非常に小さい
初期化電流が必要であるにすぎないということが
分かる。第５図に示す電流方向のために、すべて
の電流及び電圧は第６図ないし第８図において負
である。発光ダイオード３２に加わる電圧におい
てゼロから約−1.30Vまでのランプ（ramp）が
存在することが分かる。このランプは貫通コンデ
ンサのためである。第１の抵抗器６４に加わる電
圧は当初はほぼ発光ダイオード３２に加わる電圧
差であり、それで時期尚早のラツチングを防止す
るために発光ダイオード３２に加わる電圧の傾斜
を制限することが重要であることが認められる。

発光ダイオード３２に加わる電圧は、発光ダイ
オード３２の導通が始まるとき、約−1.3Vで横
ばい状態となる。しかしながら発光ダイオード３
２の導通が始まるときこの段階の間は無視できる
量の光が放出されるにすぎない。一方では第１の
抵抗器６４に加わる電圧が約100〜300ｍＶの僅か
な量へ戻る。第１の抵抗器６４に加わる電圧のこ
の戻りは、ここでも事前のラツチングを防止する
ために必要である。

積分の個所は、ホトトランジスタ６３のコネク
タ、トランジスタ６８のベース及び第１の抵抗器
６４の一端である積分節である。積分キヤパシタ
ンスは従つてCμ＋C_BEpopである。（積分節はホト
トランジスタのベースとすることができ、この場
合には第１の抵抗器６４の値は小さく、第２の抵
抗器６６の値は大きく、かつ積分キヤパシタンス
はCμ＋C_BEopoであることに注意すべきである。）
発光ダイオード３２の点灯以前には、この積分節
での電圧は第１の抵抗器６４に加わる電圧であ
り、この電圧は小さな値である。全初期化段階中
は発光ダイオード３２及びトランジスタ６８はオ
フである。

第６図に示すように、発光ダイオード３２は電
流中の−100〜−400μAのスパイクにより点灯さ
れる。この時点で発光ダイオード３２に加わる電
圧は大きさで約−1.55Vまで増し、発光ダイオー
ド３２が発光し始め、この光は血液によりホトト
ランジスタ６３へ反射される。同時に第１の抵抗
器６４（つまり積分節）に加わる電圧は大きさで
ほぼ−100ｍＶまで増す。

光電流はホトトランジスタ６３のベース・コレ
クタ接合を経て流れ始め、ホトトランジスタはホ
トダイオードのように働く。この電流は（比較的
小さい値のために短絡回路として働く）第２の抵
抗器６６を経て流れ、第１の抵抗器６４に並列な
キヤパシタンスC_BEpopを充電し始める。ホトトラ
ンジスタ６３及びトランジスタ６８もやはりこの
時点ではオフである。

第１の抵抗器６４に加わる電圧が増すにつれ
て、トランジスタ６３はますますターンオン開始
に近づく。第２の抵抗器６６は第１の抵抗器６４
より非常に小さい（従つて第２の抵抗器６６に加
わる電圧が第１の抵抗器６４に加わる電圧より小
さい）ので、ホトトランジスタ６３は依然として
オフである。第８図に示された第１の抵抗器６４
に加わる電圧には符号７０で示す屈曲点が存在す
る。この屈曲点７０は第１の抵抗器６４に加わる
電圧がトランジスタ６８をターンオンさせ始める
点である。

トランジスタ６８がターンオン開始するとき、
電流はベース・エミツタ接合を経て流れ、トラン
ジスタ６８の高いβにより増幅された電流をエミ
ツタからコネクタへ、従つて第２の抵抗器６６を
経て流すようにする。このことは第２の抵抗器６
６に加わる電圧を増す。直ちにホトトランジスタ
６３及びトランジスタ６８が導通し回路をラツチ
する。

回路がラツチされると、第７図に示すように発
光ダイオード３２に加わる電圧が急激に低下す
る。−400μA電流の開始段階と発光ダイオード３
２に加わる電圧の急激な低下との間の時間を測定
することにより、血液の酸素含有量の示度を決定
することができる。血液の酸素含有量はこの時間
に逆比例し、装置は広範囲の血液酸素含有量にわ
たり非常に正確であることが判明している。

［発明の効果］この発明に基づく回路に加わる最大電圧はほぼ
1.55Vであり、この電圧は駆動回路の構成に電圧
増倍器が必要でないという点で重要である。加え
るに電圧でなく時間が測定されるので、Ａ−Ｄ変
換器が必要でない。従つてこの発明に基づく装置
は、回路の複雑さが少なく電力を少ししか消費し
ない。

それゆえにこの発明は酸素含有量検出で必要と
される高度の精度及び装置を駆動するために用い
られる供給電流のレベルにおける変化の発生に対
する低レベルの敏感さを有する改良された酸素セ
ンサを提供することが、この発明の有利な実施例
の前記の詳細な説明から認められる。この発明に
基づく改良された酸素センサは倍電圧器を必要と
しない駆動回路により駆動することができ、それ
により駆動回路の複雑さと電力消費とを最小にす
る。

この発明に基づき改良された酸素センサは回路
の出力側にＡ−Ｄ変換器を必要とせず、それによ
り更に装置の複雑さと電力消費とを最小にする。
真に生理応答形可変レートペースメーカの完成に
用いられるようなこの発明に基づく酸素センサ
は、速い応答、長期間信頼性及び非常に高度の特
性という望ましい特徴を保持する。最後にいかな
る重要な相対的不利益を被ることなくすべての前
記利点と課題と達成される。

この発明の一実施例を図示し説明したけれど、
ここに記載のこの発明に対し発明の趣旨から逸脱
することなく多くの変更、修正又は変形を行うこ
とができることは当業者にとつて明らかである。
それゆえにあらゆるこの種の変更、修正及び変形
はこの発明の範囲内にあると見なされるべきであ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明に基づく血液酸素センサを備
えた心臓ペースメーカを植え込んだ状態を示す部
分断面を含む人体胸部の正面図、第２図はこの発
明に基づく酸素センサの一実施例のブロツク線
図、第３図は第２図に示す酸素センサに加わる電
圧の時間的経過を示す線図、第４図は第１図に示
す心臓ペースメーカの回路図、第５図は第４図に
示す回路の要部詳細図、第６図ないし第８図はそ
れぞれ第５図に示すセンサ回路への入力電流と発
光ダイオードに加わる電圧と第１の抵抗器に加わ
る電圧との時間的経過を示す線図である。２０……ペースメーカ（電子パルス発生器）、
２２，５２……ペーシングリード線、２６……血
液酸素センサ、３２……発光ダイオード、３４…
…光検出器、３６……積分器、３８……しきい値
検出器兼ラツチ、５６……刺激電極、５８，６０
……導体、６３……ホトトランジスタ、６４，６
６……抵抗器、６８……トランジスタ。

Claims

【特許請求の範囲】１ペースメーカと共に用いるための血液酸素セ
ンサにおいて、この血液酸素センサが、 (a) 第１の時点で初めて発光するように駆動され
るのに適した発光ダイオードを備え、この発光
ダイオードにより放出される光が血液へ向けら
れ、 (b) 血液により反射される前記発光ダイオードか
らの光の一部を検出する光検出器を備え、この
光検出器が血液により反射される前記光ダイオ
ードからの光の一部に比例する出力を供給し、 (c) 前記光検出器からの出力を積分しかつ出力と
して積分された電圧出力を供給する積分器を備
え、 (d) 積分された電圧出力を所定のしきい値と比較
し、積分された電圧出力が所定のしきい値に到
達した第２の時点で出力信号を供給する回路を
備え、第１の時点と前記第２の時点との間の時
間の長さが血液中の酸素のレベルに逆比例することを特徴とする血液酸素センサ。２発光ダイオードが約660nｍの波長で発光す
ることを特徴とする請求項１記載のセンサ。３一端をペースメーカに接続された第１の導体
と、一端をペースメーカに接続された第２の導体
とを備え、発光ダイオードが第１の導体と第２の
導体との間に接続されていることを特徴とする請
求項１記載のセンサ。４発光ダイオードが電流パルスにより駆動され
るのに適しており、発光ダイオードが電流パルス
により駆動されるときに、第１及び第２の導体が
両導体間に第１の電圧を有し、比較回路により供
給される出力信号が、第１の導体と第２の導体と
の間の第２の電圧により特徴づけられることを特
徴とする請求項３記載のセンサ。５第２の電圧が第１の電圧より小さいことを特
徴とする請求項４記載のセンサ。６比較回路が第１の導体と第２の導体との間に
接続されたラツチ回路から成り、両導体間の電圧
を第１の電圧から第２の電圧へ低下させるため
に、第１の導体と第２の導体との間をラツチする
ラツチ回路により出力信号が供給されることを特
徴とする請求項４記載のセンサ。７光検出器がホトトランジスタから成ることを
特徴とする請求項１記載のセンサ。８積分器と比較回路とがトランジスタを備え、
このトランジスタのコレクタがホトトランジスタ
のベースに接続され、トランジスタのベースがホ
トトランジスタのコレクタに接続され、トランジ
スタのエミツタが第２の導体に接続され、ホトト
ランジスタのエミツタが第１の導体に接続され、
またトランジスタのベース・エミツタ接合に並列
に接続された第１の抵抗器と、ホトトランジスタ
のベース・エミツタ接合に並列に接続された第２
の抵抗器とを備えることを特徴とする請求項７記
載のセンサ。９トランジスタがpnp形トランジスタであり、
ホトトランジスタがnpn形ホトトランジスタであ
ることを特徴とする請求項８記載のセンサ。１０第１の抵抗器が第２の抵抗器より十分に大
きい値を有することを特徴とする請求項８記載の
センサ。１１発光ダイオードのカソードが第１の導体に
接続され、発光ダイオードのアノードが第２の導
体に接続されることを特徴とする請求項８記載の
センサ。１２発光ダイオードが第１の時点に先立つて初
期化電流により駆動されることを特徴とする請求
項８記載のセンサ。１３初期化電流が十分に小さく、第１の抵抗器
に加わる電圧をラツチに不十分な値に制限するこ
とを特徴とする請求項１２記載のセンサ。１４発光ダイオードが第１の時点で初めて電流
パルスにより駆動されることを特徴とする請求項
１２記載のセンサ。１５光検出器がホトダイオードから成ることを
特徴とする請求項１記載のセンサ。１６ペースメーカと共に用いるための血液酸素
センサにおいて、この血液酸素センサが、 (a) 一端をペースメーカに接続された第１の導体
と、 (b) 一端をペースメーカに接続された第２の導体
と、 (c) 第１の導体と第２の導体との間に接続された
発光ダイオードとを備え、この発光ダイオード
が第１の時点で初めて発光するように駆動され
るのに適しており、発光ダイオードにより放出
された光が血液へ向けられ、 (d) 血液により反射された前記発光ダイオードか
らの光の一部を検出するホトトランジスタとを
備え、このホトトランジスタのエミツタが第１
の導体に接続され、 (e) トランジスタを備え、このトランジスタのコ
レクタが前記ホトトランジスタのベースに接続
され、前記トランジスタのベースが前記ホトト
ランジスタのコレクタに接続され、前記トラン
ジスタのエミツタが第２の導体に接続され、 (f) 前記トランジスタのベース・エミツタ接合に
並列に接続された第１の導体と、 (g) 前記ホトトランジスタのベース・エミツタ接
合に並列に接続された第２の抵抗器とを備え、
前記トランジスタと前記ホトトランジスタとが
血液により前記ホトトランジスタへ反射される
光の量に依存して第２の時点で導通し、第１の
時点と第２の時点との間の時間の長さが前記血
液中の酸素のレベルに逆比例することを特徴とする血液酸素センサ。１７発光ダイオードが電流パルスにより駆動さ
れるのに適しており、この発光ダイオードが電流
パルスにより駆動されるときに、第１及び第２の
導体が両導体の間に第１の電圧を有し、比較回路
により供給される出力信号が第１の導体と第２の
導体との間の第２の電圧により特徴づけられるこ
とを特徴とする請求項１６記載のセンサ。１８比較回路が第１の導体と第２の導体との間
に接続されたラツチ回路を備え、両導体間の電圧
を第１の電圧から第２の電圧へ低下させるため
に、第１の導体と第２の導体との間をラツチする
ラツチ回路により出力信号が供給されることを特
徴とする請求項１６記載のセンサ。１９トランジスタがpnp形トランジスタであ
り、ホトトランジスタがnpn形ホトトランジスタ
であることを特徴とする請求項１６記載のセン
サ。２０第１の抵抗器が第２の抵抗器より十分に大
きい値を有することを特徴とする請求項１６記載
のセンサ。２１発光ダイオードのカソードが第１の導体に
接続され、発光ダイオードのアノードが第２の導
体に接続されることを特徴とする請求項１６記載
のセンサ。２２発光ダイオードが第１の時点に先立つて初
期化電流により駆動されることを特徴とする請求
項１６記載のセンサ。２３初期化電流が十分に小さく、第１の抵抗器
に加わる電流をラツチに不十分な値に制限するこ
とを特徴とする請求項２２記載のセンサ。２４発光ダイオードが第１の時点で初めて電流
パルスにより駆動されることを特徴とする請求項
２２記載のセンサ。２５ペースメーカと共に用いるための血液酸素
センサにおいて、この血液酸素センサが、 (a) 第１の時点で初めて光を放出する回路を備
え、この放出回路により放出される光が血液へ
向けられ、 (b) 血液により反射される前記放出回路からの光
の一部を検出する回路を備え、この検出回路が
血液により反射される前記放出回路からの光の
一部に比例する出力を供給し、 (c) 前記検出回路からの出力を積分し出力として
積分された電圧出力を供給する回路を備え、 (d) 積分された電圧出力を所定のしきい値と比較
し、積分された電圧出力が所定のしきい値に到
達した第２の時点で出力信号を供給する回路を
備え、第１の時点と第２の時点との間の時間の
長さが血液中の酸素のレベルに逆比例することを特徴とする血液酸素センサ。２６血液酸素センサを備えたペースメーカリー
ド線において、 (a) 近い方の端部と遠い方の端部とを有する第１
の導体を備え、この第１の導体の近い方の端部
がペースメーカに接続され、 (b) 近い方の端部と遠い方の端部とを有する第２
の導体を備え、この第２の導体の近い方の端部
がペースメーカに接続され、 (c) 第２の導体の遠い方の端部に配置された電極
を備え、 (d) 第１の導体と第２の導体との間に接続された
発光ダイオードを備え、この発光ダイオードが
第１の時点で初めて発光するように駆動される
のに適しており、前記発光ダイオードにより放
出される光が血液へ向けられ、 (e) 血液により反射された前記発光ダイオードか
らの光の一部を検出する光検出器を備え、この
光検出器が血液により反射された前記発光ダイ
オードからの光の一部に比例する出力を供給
し、 (f) 前記光検出器からの出力を積分し出力として
積分された電圧出力を供給する積分器を備え、 (g) 積分された電圧出力を所定のしきい値と比較
し、積分された電圧出力が所定のしきい値に到
達した第２の時点で第１の導体と第２の導体と
の間に出力信号を供給する回路を備え、第１の
時点と第２の時点との間の時間の長さが血液中
の酸素のレベルに逆比例することを特徴とするペースメーカリード線。２７血液中の酸素レベルによりペースメーカの
パルス周波数を制御するための装置において、血
液酸素センサとペースメーカパルス周波数制御手
段とを備え、血液酸素センサは (a) 第１の時点で初めて発光するように駆動さ
れ、血液に向け光を放出する発光ダイオード
と、 (b) 血液により反射される前記発光ダイオードか
らの光の一部を検出し、その光に比例する出力
を供給する光検出器と、 (c) 前記光検出器からの出力を積分しかつ出力と
して積分された電圧出力を供給する積分器と、 (d) 前記積分器の電圧出力を所定のしきい値と比
較し、積分された電圧出力が前記所定のしきい
値と等しい第２の時点で出力信号を供給し、第
１の時点と第２の時点との間の時間量が血液中
の酸素レベルに逆比例する手段とを備え、ペースメーカパルス周波数制御手段は前記第１
の時点と第２の時点との間の時間量の関数として
パルス周波数を制御することを特徴とするペースメーカのパルス周波数制
御装置。