JPH06505910A

JPH06505910A - リング電極間心臓電位図

Info

Publication number: JPH06505910A
Application number: JP6503320A
Authority: JP
Inventors: アンダーソン　ラッセル　イー．; バドナー　キーク　エス．; ラインク　ジェームス　ディー．; ヒュードリック　テレンス　アール．
Original assignee: メドトロニック　インコーポレーテッド
Priority date: 1992-07-13
Filing date: 1993-06-18
Publication date: 1994-07-07
Also published as: WO1994001173A1; EP0604637A1; US5265602A; AU660845B2; AU4639193A; CA2115765A1

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】リング電極間心臓電位図発明の技術分野この発明は心臓ペースメーカーに関し、特に電気的心臓信号を感知する方法と装置に関する。

発明の背景複雑で動作内容をいろいろと変えられる皮下埋設可能な心臓ペースメーカーが公知である。初期のペースメーカーは、今日の基準からみると単純なものであった。一般的には患者の心臓の単一の室でベーシングできるだけであり、しかも非同期式で、固定的かつ抑制されないベーシングレートでのベーシングであった。

ペースメーカーは、検出された心臓の固有の体動あるいは患者の物質代謝要求等の生理的な徴候によって可変するベーシングレートで、心房、心室の両方で同期しかつ抑制されたベーシングを行なう能力がある。

ペースメーカーは最も一般には、ペースメーカーから患者の心臓へ心臓刺激パルスを伝え、また心臓からペースメーカーの感知回路へ電気的心臓信号を伝えるためのｍ個以上リードを有する。一般にペースメーカーリードとして、単極及び双極という少なくとも２つの異なるタイプのリードが知られており、そして使用されている。

単極リードは、単一の電極と単一の電気導体をその中に持っている。電極は、リードの遠位端あるいはその近傍に配置されている。リードの遠位端は患者の心臓内のいろいろな場所、例えば右心室中の心臓の肺尖、心房、心室或いは冠状静脈側に位置させる。単極リードの単一の電極と導電体は、感知のために（つまり、ペースメーカーに心臓からの電気的心臓信号を伝えるために）そしてベーシングのために（すなわち、心臓にペースメーカーから刺激パルスを供給するために）使用される。

双極り−ドは２つ電極と２つの電気的に絶縁した導電体をその中に持っている。

１つの電極はリードの末端に配され、しばしば「先端Ｊ電極と称される伝導性の接点とされる。一方、第２の電極はリードの遠位端から所定の距離だけ離されてリード本体に配され、「リング」電極と称される伝導性のリングとされる。

絶縁された導電体の１つが、ペースメーカーと先端電極の間の信号を伝え、一方、他の導電体がペースメーカーとリング電極の間の信号を伝える。

単極のベーシングと感知の場合、導電性のペースメーカ一本体ケースは、リード電極とペースメーカ一本体ケースの間で生じるベーシングと感知のために不関電極として作用する。双極ベーシングと感知の場合、ベーシング或いは感知回路で電極としてペースメーカ一本体ケースを使用することは不要である。なぜならば、ベーシングと感知は、単極の構造のように先端電極とペースメーカ一本体ケースの間でなく、先端電極とリング電極の間で行なわれるからである。

ペースメーカーがますます高性能化し構造が複雑になってきたので、ペースメーカーの動作についての情報をチェックしかつ入手することが医師にとって重要になってきた。それゆえに、多（の今日のペースメーカーは、ペースメーカーの現在のブロブラマブルなパラメーター設定とペースメーカーの動作状態についての情報を、たとえば無線周波数テレメトリ−によって伝送できるようになっている。それに加えて、テレメトリ−システムは、心臓内の電位図表示を伝送できる。

ペースメーカーリードで受信しペースメーカーの感知回路に供給される電気的心臓信号は、テレメトリ−システムに送られ、そして外部の受信機にアナログかデジタルの形態で伝送され、心臓内電位図を連続記録紙か心電図モニターで見ることができる。

皮下埋設されたペースメーカーの作用を確かめるか最適にするために、医師が、刺激パルスがいつ心臓へ供給されたか、そして刺激パルスが心室から反応を引き起こすのに十分なエネルギーを有するかどうか（即ち「捕捉１が達成されたかどうカリを測定することができなければならない。ところが、より進歩したレート応答或いは体動応答型の２腔ペースメーカーでは、ベーシングレートが１つの心得周期から次の周期への間に可変するかもしれず、そして刺激パルスが感知された固有心臓体動に基いて供給されないかもしれないので、そのような決定かを行なうことが難しい。

しばしば医師は、心臓とペースメーカーの機能をモニターするのに従来の表面心電図（表面心電図）モニター装置を使用する０表面心電図を得るためには１ダ一ス以上の皮膚電極を用いなければならず、これは患者にとって不快であり、また不都合なこともある。それに加えて、患者の組織を通って表面電極によって受信されるときに、心臓信号は減衰と変形を受けやすく、信号の解釈と心臓及びペースメーカー機能の評価を複雑にする０例えば、あるケースでは、正確に心臓酸いはペースメーカー機能を評価するために検出しなければならない電気的心臓信号の形態だけが、表面心電図で示されるのではない０例えば、ペースメーカーが捕捉を達成したかどうかを決定することにおいて、医師は、誘発反応として知られている心臓の電気信号のしばしば微妙な特性に注目することができる。刺激的パルスへの誘発反応は、しばしば表面心電図軌跡では示されない。

ペースメーカーリード上の電気的心臓信号から得られ上記外部のプログラマ−に伝送される心臓内の電位図（ＢＧＭ）信号は、ペースメーカーの機能をモニターし検査するのに有用である。しカルながらそのような心臓内のＥＧＭ信号の１つの欠点に、同じリードがベーシングと感知のために使用されるので、高レベル刺激パルス電圧スパイク、後電位及び電極−組織分極は、各刺激パルスの供給直後に心臓内ＥＧＭが心臓信号に反応しなくなることがある。あいにくそれは、捕捉が達成されたかどうか（誘発反応が存在したのかどうか）を決めるのにもっとも重要な刺激パルス直後の時間に存在する。

一般的には、２腔ベーシングにおいて、それぞれの室でベーシングのために使用されるのと同じリード構造（即ち単極或いは双極）を使用して心房と心室ＥＧＭ信号が検出される０例えば、心房上の先端電極とリング電極の間の心房双極ベーシングであれば、心房の先端電極とリング電極は心房センスアンプへの入力をも与える。

従来の表面心電図電極と共に心電図モニター装置か連続記録紙によって医師が見得る電位図信号は、心臓の心房と心室の合成信号を表わす０本発明者の体験では、医師は概ね、心臓内の電極から与えられる分離した心房信号と心室信号よりも、このタイプの心電図波形に精通している０表面心電図信号が、心房と心室の電極から与えられる分離した心房と心室の信号と共に、医師は、同時に両方の信を見て、心臓の心房と心室の体動の相互作用或いは協調についての情報またはペースメーカーの作用についての情報を確かめなければならない。

の上述の問題が、リードからの刺激パルスの供給の直後に続く電気的心臓体動にベーシングリードを反応しないようにするためである。

表面心電図と心臓内ＥＧＭ信号の間の交換を解決するための１つの解決案が、米国特許第４，３８７，７１７号でＢｒｏｗｎｌｅｅ氏等によって提案されてぃスと関連して、大表面積感知電極が心房と心室の信号をペースメーカーのＥＧＭアンプに供給することができるようになっている。しかしながら７１７特許では、大表面積電極は、後電位と組織分極の上述した問題を避けるために、ベーシング電極から十分遠くに離れて位置していなければならない。

的にコモンリード導電体に結合された２つのリング電極を備える。本発明者は、発明の開示前述のペースメーカーのベーシング及び感知、及び心臓電気的体動とペースメーカー作用をモニターすることの必要性を考慮して、本発明者は、上記従来の技術でのベーシング及び感知装置の問題点を解決しようと考えている。

それゆえに本発明の目的は、心電図とＥＧＭ感知の望ましい特性を与えるペースメーカー機能を供給することである。

特に本発明の特徴は、テレメトリ−通信路によって合成の心房及び心室ＥＧＭ信号を伝送することができるペースメーカーを提供することである。

複合信号を、ベーシング刺激に対して誘発された心臓の反応についての情報を示すのに十分なものとすることが本発明の他の目的である。

後電位と電極／組織分極を避は得る感知構造を提供することも本発明の目的である。

心臓内の電位図感知機能用の分離リードを不要とすることも本発明の目的である。

本発明によれば、１つが心房に、１つが心室に接続するそれぞれ先端電極とリング電極を有する２つの双極性リードを有するペースメーカーを患者に皮下埋設する。リードは両室での従来の双極性のベーシング／感知ができるように構成する。ペースメーカーの中のスイッチング回路は、心臓内電位図（ＥＧＭ）感知がそれぞれのベーシング／感知リードのリング電極の間で行なわれる１つの構造を含む種々の可能なリード配列構造を選択可能である。ベーシングは、好ましくは各々の室で従来の単極の構造それぞれの先端電極から行なわれる。「リング電極間ＪＥＧＭ信号はフィルタ及びＥＧＭアンプ回路に印加され、それから外部の受信機への伝送用のテレメトリ−システムに供給される。リング電極間ＥＧＭ信号は従来の心臓内の信号の高分解能特性を有し、同じリードがベーシングと感知のために使用されたときに起こる後電位と組織分極作用に比較的影響されない。その上、リング電極間ＥＧＭ信号は、心房と心室電気信号を合成したものであり、したがって表面ＥＣＧのそれに類似した形態を有する。

図面の簡単な説明図１は、患者に皮下埋設された本発明の一実施例に係るペースメーカーとペースメーカーリードを示す概念図である。

図２は、図１のペースメーカーリードの拡大図である。

図３は、図１のペースメーカー中の回路の部分回路図である。

図４は、図１．２のペースメーカーリードで伝送された電気的心臓信号の波形図である。

図５は、図１．２のペースメーカーリードで伝送された他の電気的心臓信号の波形図である。

図６は、図１．２のペースメーカーリードで伝送された他の電気的心臓信号の波形図である。

図７は、図３のスイッチング回路の具体例の回路図である。

実施例の詳細な説明図１は、本発明の一実施例に係るペースメーカー１０が、患者１２に皮下埋設されている状態を示す。経静脈心房リード１４と同心室リード１６は、それぞれ従来の態様で心臓１８とペースメーカー１０の間の信号を伝送する。

図２は、図１の双極心室リード１６の拡大図である。リード１６は近位端に、ペースメーカー１０のコネクターブロックに公知の態様で取り付けられるようにしたコネクタービン２０を有する。「先端１電極２２は、リード１６の最末端に配置されている。そして、少な（とも１つの「リング１電極２４が、リード１６の本体に沿って末端からい（らか後ろの方に配置されている。心房リード１４は、一般に心臓の心房内に取り付けるのを容易にするために、末端においてｒＪＪ字形状を有することを除いては、大体においてリード１６と同一である。本発明の目的のために適当な非常に多くの双極性の皮下埋設可能なベーシング／感知電極が先行技術で開示されている。また本発明では種々の双極り−ドを選択、使用できる。本発明の目的のために適当な１つのリードは、ＭｅｄｔｒｏｎｉｃＩｎｃ、（ミネソタ州ミネアポリス市）から販売されているモデル４０１２リードである。

以下の本発明の詳細な説明において、リード１４．１６が受信する心臓信号を以下の通り記載する。心室リード１６の先端電極で受信される信号あるいはその信号が現われる端子なＶＴＩＰと称する。心室リード１６のリング電極における信号あるいはその信号が現われる端子なＶＲＩＮＧと称する。同様に、ＡＴＩＰとＡＲＩＮＧは、それぞれ心房リード１４の先端電極とリング電極で受信された信号を指定するために使用する。ペースメーカ一本体ケースはベーシング／感知装置のコモン電極或いは不関電極であり、ペースメーカ一本体ケースに関する電気信号あるいはその信号が現われる端子なＣＡＳＥと称する。

図３は、図１のペースメーカー１０のＥＧＭ回路の模式図を示す。本発明は、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ社のＥｌｉｔｅ（商標）のような現在公知の、そして市販の多くの異なるペースメーカーで実施できる。ペースメーカーｌＯは、外部の受信機にアナログＥＧＭ信号を伝送できるテレメトリ−システムを含む。このようなテレメトリ−システムは、たとえばＴｈｏｍｐｓｏｎ氏等の米国特許第４，５５６．０６３号（発行日：１９８５年１２月３日、発明の名称：「医療用装置のためのテレメトリ−システムＪ　（Ｔｅｌｅｍｅｔｒｙ　Ｓｙｓｔｅｍ　ｆｏｒ　ａＭｅｄｉｃａｌ　Ｄｅｖｉｃｅ））に開示されている。

図３で示すように、回路には、図１．２に関して先に述べたＡＴＩＰ、ＡＲＩＮＧ、ＶＴＩＰ、ＶＲＩＮＧ及びＣＡＳＥ信号端子が接続する。回路は、図で示すようにいくつかのポイントでアースされている０図３の回路は、複数のスイッチ５０〜６１を含む。スイッチ５０〜６１は、図７に詳細に示すように、本実施例ではＩＣ回路の単一のトランジスタにより構成されているが、その他の種々の構成を取り得る。また、スイッチ５０〜６１は物理的に操作されず、ペースメーカー１０の制御回路のソフトウェア或いはハードウェアの制御の下で操作される。

以下の説明において、スイッチ５０〜６１が図３で示された位置にあるとき「開１といい、スイッチが接触しているときを「閉１という。

図３の回路はさらに、心房ＥＧＭアンプ６２、心室ＥＧＭアンプ６３及び複合ＥＧＭアンプ６４を含む。ＥＧＭアンプは、ペースメーカーの分野でよく知られており、本発明では上記Ｔｈｏｍｐｓｏｎ氏の０６３特許に開示されているものなど種々のＥＧＭアンプを採用できる。複合ＥＧＭアンプ６４の出力は、外部受信機への伝送のためのペースメーカーのテレメトリ−システムへの印加に利用できる。前述のように、テレメトリ−システムは、上記Ｔｈｏｍｐｓｏｎ氏等の特許で述べられたタイプのものである。

図３のスイッチ５０．５１は、ペースメーカー１０において心房単極感知あるいは心房双極感知の選択を可能にするために設けられている。またスイッチ５２．５３は、ペースメーカー１０において心室単極感知あるいは心室双極感知の選択を可能にするために設けられている。既に述べたように、スイッチ５０〜５３の状態を制御することは、好ましくは、ペースメーカー１０のベーシング制御回路のハードウェアあるいはソフトウェアの制御の下で行なわれる。従って例えば、心房双極感知を遂行すべきことを指示する外部のプログラマ−からのコマンドは、ペースメーカーの制御回路にスイッチ５０．５１を構成するＩ／）＜つ力）のトランジスタを能動化させ、スイッチ５０を閉じ、スイッチ５１を開とする。スイッチ５０．５１とスイッチ５２．５３は独立して制御され、従って例えば、心房単極感知及び心室双極感知が選択される。

図３で示されたスイッチ５０〜６１の構成は、作りだされる信号を感知する多くの可能な組み合わせを生じさせる。これらの組み合わせを下記表１に要約する。

（以下余白）以下に述べるように、図３の回路のＣＯＭＢＩＮＥＤ−ＥＧＭ出力に生じる信号内容は、スイッチ５０〜６１の開閉組み合わせ状態に応じてＡＲＩＮＧ端子〜ＶＲＩＮＧ端子の信号あるいはＡＴＩＰ−ＶＴＩＰ端子の信号のいずれが流れるかによる。

図４は、種々の心臓の波形のグラフである。図４とそれ以下の図では、波形を時間的に同期させて示してあり、図中の水平軸における位置は、図示した波形の各々で同時刻を示す。

図４で第１の波形１００は、従来の表面電極を使用している患者から取られれた表面心電図信号に対応する。波形１００は、はとんどの医師にとって見慣れており、また分析することに慣れているものである。図４中の符号１１０で示すＱＲＳ群は、表面心電図信号の明白な特徴で、心臓信号のＰ波とＴ波位相はかろうじて識別可能である。

図４中の波形１０４は、公知のペースメーカーとともに利用できるＡＴＩＰ端子とＡＲＩＮＧ端子とによる感知形態に対応する。この信号は、心房の先端電極とリング電極間の電圧に対応する。波形１０４のより重要な特徴は、図４で符号１１２を付した６搏周期の心房（Ｐ波）位相である。いわゆる「遠距離電磁界Ｒ波Ｊ　（ＦＦＲ）１１４が波形１０４に明白に現われているが、これは心房チャネルでの心室体動の検知に対応する。一般的には心室信号は、心房信号より大きい振幅なので、遠距離電磁界Ｒ波は心房チャネルで明白に現われる。心臓組織と血液を通しての心室から心房へのこれらの信号の伝導は、ＱＲ３群が心房リードによって検出されるのを可能にする。比較的小さい振幅の心房性の信号は、一般的には心室リードによっては検出されない。従って一般的には、心室チャネルには明白な「遠距離電磁界Ｐ波１は現われない。

図４中の波形１０６は、心室の先端電極とリング電極の間（ＶＴＩＰ端子と■ＲＩＮＧ端子の間）の電圧に対応する。心室の信号（ＱＲ６群）は波形１０６で１１６として示される。また既に述べたように、心室リードによって受信される心房体動はごく小さい。

図４中の波形１０２は、本発明の実施例によればＶＲＩＮＧ端子とＡＲＩ　ＮＧ端子とによる感知形態に対応する。波形１０２では、明確な心室ＱＲＳ群１１８と明確な心房圧縮波１２０が明白に現われていることに注目されたい、それによって医師は波形１０２から、波形１００．１０４．１０６のいずれからよりも多くの情報を得ることができる。

図５は、他の一連の心臓の波形を示す。波形１５０は、患者からの表面心電図信号に対応する。波形１５４は、ＡＴＩＰ端子とＡＲＩＮＧ端子間の信号（心房双極感知）であり、波形１５６は、ＶＴＩＰ端子とＶＲＩＮＧ端子間の信号（心室双極感知）であり、そして、波形１５２は、ＡＲＩＮＧ端子とＶＲＩＮＧ端子間の信号である。ペースメーカーは、図５の波形で示される６搏周期のシーケンスで、１５０ミリ秒のプログラムされたＡ−Ｖ遅延を伴う非同期かつ非抑制レートで心房及び心室のベーシングパルスを供給している。波形１５０．１５２．１５４．１５６の各々において、心房ベーシングパルスは１６０．１６２．１６４として示される。また心室ベーシングパルスは、１６８．１７０．１７２として示される。心房先端電極とリング電極からＡＴＩＰ端子とＡＲＩＮＧ端子に供給される信号の波形１５４において、心房に対しては心房リードが心室リードより非常に近接しているため、心房ベーシングパルス１６０．１６２．１６４が、心室ベーシングパルス１６８．１７０．１７２より大きい振幅を持つように見える。

心室体動についての情報は、波形１５４からはほとんど認識できない。ＶＴＩＰ端子とＶＲＩＮＧ端子間の波形１５６では、心室に対しては心室リードが心房リードより非常に近接しているため、心房ベーシングパルス１６０，１６２゜１６４が心室ベーシングパルス１６８．１７０．１７２より非常に小さい振幅を持つように見える。心房体動についての情報は、波形１５６からはほとんど認識できない。

図５の表面電極波形では、心房及び心室ベーシングパルスともに波形１５０に現われている。しかしながら当業者にとっては、表面電極波形１５０中の刺激パルスに対する誘発された心臓反応でについてはほとんど何も判断できないことが明白である。他方、ＡＲＩＮＧ端子とＶＲＩＮＧ端子間の波形１５２から、心房刺激パルス１６０に対して誘発された心房反応１７４が認識できるが、波形１５０．１５４．１５６のいずれからも認識はできない。さらに、心房刺激パルス１６２に対する１７６においての誘発された心房反応の欠如が、波形１５４でも分かるが、刺激パルス１６２への誘発反応の存否は他の波形では決めることができない。

図６は、さらに他のＥＧＭ波形を示す０図中、波形１８０は表面心電図信号、波形１８４はＡＴＩＰ端子とＣＡＳＥ端子間の信号（単極心房感知）、波形１８６はＶＴＩＰ端子とＣＡＳＥ端子間の信号（単極性心室感知）、波形１８２はＡＲＩＮＧ端子とＶＲＩＮＧ端子間の信号である０図６には、心房ベーシングパルス１８８．１９０及び心室ベーシングパルス１９２が示されている。単極感知波形１８４（心房単極性）、同１８６（心室単極性）では、刺激的パルス１８８．１９０．１９２への誘発反応はわからない、しカルながら、ＡＲＩＮＧ端子とＶＲＩＮＧ端子間の波形１８２では、心房刺激的パルス１８８で誘発された心房反パルス１９２で誘発された心室反応１９８が明白に認識できる。

図７は、図３の回路を実際に構成した場合の部分図を示す０図７の回路は好ましくは集積回路を用いて構成されるが、もちろんそうでなくてもよい。

図７の回路では、トランジスター２００．２０２．２０４．２０６は、ＥＧＭアンプ６２．６３を含むＥＧＭ回路をＡ％Ｖ両ＴＩＰ端子及びＲＩＮＧ端子がら切断するために、ベーシングパルスが供給されている間及びベーシング出力コンデンサーの急速再充電周期の間、信号ＩＢＬＡＮＫによってゲート制御される。これはアンプ６２．６３が飽和するのを防ぐ。

図７中ノドランシスター２０８．２１０．２１２．２１４は、Ａ％Ｖ両ＴＩＰ端子及びＲＩＮＧ端子から切断されるとき、アンプ６２．６３への入力を接地レベルに保持するために、信号ＩＢＬＡＮＫとともに負に確立される信号ＣＬＥＡＲバーによってゲート制御される。トランジスター２０８．２１０．２１２．２１４は、ベーシングと再充電の間にわずかでも容量が３９ｎＦのコンデンサー２１６．２１８．２２０．２２２が蓄積したかもしれない電荷をクリアできるように、トランジスター２００，２０２．２０４．２０６より長い間導通状態を保たれる。すなわち、ＣＬＥＡＲバー信号がベーシングと急速再充電の問わずかに信号ＩＢＬＡＮＫより長く確立される。

トランジスター２２４．２２６はそれぞれ、信号ＡＵＮ　Ｉ　ＲＩ　ＮＧと信号ＡＵＮＩＲＩＮＧバーによってゲート制御される。信号ＡＵＮＩＲＩＮＧバーは信号ＡＵＮ　Ｉ　ＲＩ　ＮＧの反転論理信号である。またトランジスタ２２８．２３０は信号ＡＵＮＩＴＩＰと信号ＡＵＮ　Ｉ　Ｔ　Ｉ　Ｐバーによってゲート制御される。同様に、心室チャネルにおいて、トランジスタ２３６．２３８が信号ＶＵＮＩＴＩＰと信号ＶＵＮＩＴＩＰバーによってゲート制御される間、トランジスタ２３２．２３４は信号ＶＵＮＩＲＩＮＧと信号ＶＵＮＩＲＩＮＧバーニヨッテゲート制御される。トランジスター２２４．２２６．２２８．２３０．２３２．２３４．２３６．２３８は、図３にで述べらたスイッチング機能を果たし、アンプ６２．６３が、心房あるいは心室チャネルについて先端電極−リング電極間信号、先端電極−接地間信号、あるいはリング電極−接地間信号を受信することを可能にする。先端電極−接地間信号あるいはリング電極−接地間信号を感知したとき、ＣＡＳＥ端子はＧＲＯＵＮＤ端子に短落され、先端電極−接地間信号とリング電極−接地間信号を先端電極−ＣＡＳＥ端子間信号とリング電極−ＣＡＳＥ端子間信号に等価とする。従って、ＡＵＮ　Ｉ　ＲＩ　ＮＧ端子とＡＵＮ　Ｉ　Ｔ　Ｉ　Ｐ端子の入力示すようにまとめることができる。

表２同様に、端子ＶＵＮＩＲＩＮＧと端子ＶＵＮＩＴＩＰの入力と心室ＥＧＭ相互コンダクタンスアンプ６３の出力は下記の表３で示すようにまとめることができる。

表３２１８．２２０．２２２と共に０．４Ｈｚ程度のコーナー周波数のある高域フィルター回路網を形成する。９ＭΩの抵抗器２４８．２５０．２５２．２５４と１４ｐＦのコンデンサー２５６．２５８．２６０．２６２は、１７５ｋＨｚアップリンク／ダウンリンク周波数のような高周波を受け付けないために、低域フィルターを形成する。好ましはローパスコーナー周波数は約１．３ｋＨｚである。

差動相互コンダクタンスアンプ６２．６３は、それに印加されたＥＧＭ差動電圧を電流に変換する。該電流は、容易に加算して複合心房／心室ＥＧＭ信号にできる０図７で示すように、ｐ形トランジスター２６８のゲートに印加される信号ＡＥＧＭＥＮバーと共に、ｎ形トランジスター２６４．２６６のゲートに印加されるイネーブル信号ＡＥＧＭＥＮを確立することによって、心房ＥＧＭアンプ６２からの出力は選択的にＣＯＭＢＩＮＥＤ−ＥＧＭ出カシカライン加される。同様に、ｐ形トランジスター２７４のゲートに印加される信号ＶＥＧＭＥＮバーと共に、ｎ形トランジスター２７０，２７２のゲートに印加されるイネーブル信号ＶＥＧＭＥＮを確立することによって、心室ＥＧＭアンプ６３からの出力は選択的にＣＯＭＢＩＮＥＤ−ＥＧＭ出カシカライン加される。従ってアンプ６２．６３の出力は、信号ＡＥＧＭＥＮと信号ＶＥＧＭＥＮを確立することによって加算される。もちろん、単一のチャネル（心房か心室）のＥＧＭ信号が、ＡＥＧＭＥＮ信号だけ或いはＶＥＧＭＥＮ信号だけを確立することによって、ＣＯＭＢＩＮＥＤ−ＥＧＭ出カシカライン力される。

７．５ＭΩの抵抗器２７６と２０９Ｆのコンデンサー２８０は、ＣＯＭＢ　Ｉ　ＮＥＤ−ＥＧＭ電流信号を電圧に変換してデジタル化し、テレメトリ−システムによってアップリンクするために使用される。抵抗器２７６とコンデンサー２８０は、デジタイジング回路（図示せず）のために所望の電圧範囲を得て、そして１ｋＨｚのコーナー周波数のローパスフィルタリング機能を可能にするように選ばれる。このローパスフィルタリングは、ディジタイザのためにエイリアス除去保護を可能にする。

ＡＥＧＭ信号とＶＥＧＭ信号の和に加えて、ＡＥＧＭ信号とＶＥＧＭ信号の差分信号を得るために、スイッチング回路２８２．２８４が設けられている。ＡＰＯ８信号は、ｐ形トランジスター２８６，２８８．２９０のゲートに印加され！、ＶＰＯＳ信号は、ｐ形トランジスタ２９２．２９４．２９６．２９８．３００のゲートに印加される。当業者であれば、信号ＡＰＯＳか信号ｖｐｏｓが確立されたかどうかに基いて、アンプ６２．６３の反転入力と非反転入力に印加される前に、各チャネルでＴＩＰ信号とＲＩＮＧ信号を反転させることができる。アンプ６２あるいはアンプ６３からの出力の符号を反転させることによって、ｃ。

ＭＢＩＮＥＤ−ＥＧＭ出カライン上に心房と心室の感知信号の和ではなく差を示す信号を得られる。

なお本発明が以上説明してきた実施例の具体的な構成に限定されるものではないことは明らかである。

ＦＩＧ、６フロントページの続き（７２）発明者　バドナー　キーク　ニス。

アメリカ合衆国　ミネソタ州　５５１１３　ローズビル　シェイヤー　アベニュー　ウェスト　１９２１（７２）発明者　ライング　ジェームス　ディー。

アメリカ合衆国　ミネソタ州　５５３１１　メープル　グローブ　ランチビュー　レーン（７２）発明者　ヒユートリック　テレンス　アール。

アメリカ合衆国　ミネソタ州　５５４３２　フライドレイ　ライス　クリーク　ウェイ

Claims

【特許請求の範囲】

１．以下の要件からなる皮下埋設可能な心臓ペースメーカーシステム。心臓の刺激パルスを生じさせるパルス発生器、上記パルス発生器へ結合する双極経静脈心房ペーシング／感知リード、該心房リードが、上記リードの遠位端において先端電極に結合する第１心房導電体と、上記先端電極から離して設けるリング電極に結合する第２心房導電体とを有し、上記心房リードの上記遠位端が、上記心房内の電気的信号が上記心房リング電極によって受信されて上記第１心房導電体によって伝導されるように患者の心房に配される、上記パルス発生器へ結合する双極経静脈心室ペーシング／感知リード、該心室リードが、上記リードの遠位端において先端電極に結合する第１心室導電体と、上記先端電極から離して設けるリング電極に結合する第２心室導電体とを有し、上記心室リードの上記遠位端が、上記心室内の電気的信号が上記心室リング電極によって受信されて上記第１心室導電体によって伝導されるように患者の心室に配される、上記第１、第２の入力に印加された電圧の差に対応する出力信号を該第１、第２の入力に生じさせるＥＧＭアンプ回路、及び上記ＥＧＭアンプ回路の上記第１入力に上記第２心房導電体を、上記ＥＧＭアンプ回路の上記第２入力に上記第２心室導電体を選択的に連結し、上記心房電気信号を上記第１ＥＧＭアンプ回路入力に印加させ、上記心室電気信号を上記第２ＥＧＭアンプ回路入力に印加させるスイッチング回路。
２．上記ＥＧＭアンプ出力に結合して、上記ＥＧＭアンプ出力信号を外部の受信機に転送するテレメトリー回路を含む請求項１のペースメーカーシステム。
３．ペースメーカー本体ケースが電気的に伝導性のものであり、上記スイッチング回路が、上記パルス発生器を選択的に上記第２心房導電体と上記第２心室導電体に結合し、上記心臓刺激パルスが上記心室先端電極と心房先端電極から上記心臓に印加され、上記ペースメーカー本体ケースを不感電極とした請求項１のペースメーカーシステム。
４．上記ＥＧＭアンプ回路がフィルタリング回路をさらに含む請求項１のペースメーカーシステム。
５．以下のステップからなる心臓ペーシング及び感知方法。（ａ）心房先端電極とリング電極を有する心房双極ペーシング及び感知リードの遠位端を患者の心房に配置し、（ｂ）心室先端電極とリング電極を有する心室双極ペーシング及び感知リードの遠位端を患者の心室に配置し、（ｃ）伝導性の本体ケースを有する皮下埋設されたペースメーカーに上記心房リードの基端を結合し、（ｄ）皮下埋設されたペースメーカーに上記心室リードの基端を結合し、（ｅ）上記ペースメーカー中のＥＧＭアンプの第１入力に上記心房リング電極によって受信された電気信号を印加し、（ｆ）上記ペースメーカー中のＥＧＭアンプの第２入力に上記心室リング電極によって受信された電気信号を印加し、（ｇ）上記伝導性のペースメーカー本体ケースを不感ペーシング電極として機能させて上記心房先端電極から上記心房へ心房刺激パルスを供給し、（ｈ）上記伝導性のペースメーカー本体ケースを不感ペーシング電極として機能させて上記心室先端電極から上記心室へ心室刺激パルスを供給する。