JPH0751390A - 心刺激装置用の圧力および心臓の運動のセンサー - Google Patents
心刺激装置用の圧力および心臓の運動のセンサーInfo
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- JPH0751390A JPH0751390A JP6156215A JP15621594A JPH0751390A JP H0751390 A JPH0751390 A JP H0751390A JP 6156215 A JP6156215 A JP 6156215A JP 15621594 A JP15621594 A JP 15621594A JP H0751390 A JPH0751390 A JP H0751390A
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- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/03—Detecting, measuring or recording fluid pressure within the body other than blood pressure, e.g. cerebral pressure; Measuring pressure in body tissues or organs
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/37—Monitoring; Protecting
- A61N1/3702—Physiological parameters
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 結合容量および／または漏れ抵抗を利用し、
これらに起因する不具合を解決する。 【構成】 圧力および心臓の運動のセンサーは、電極導
体の間の電気量を測定し、その電気量に応じて変化する
出力信号を出力する測定装置を有する構成である。
これらに起因する不具合を解決する。 【構成】 圧力および心臓の運動のセンサーは、電極導
体の間の電気量を測定し、その電気量に応じて変化する
出力信号を出力する測定装置を有する構成である。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、１つの電極の端子に通
じる少なくとも１つの導体、または複数の電極の端子に
通じる少なくとも２つの導体を包含する電極ケーブルを
具備した、植え込み電極系を有する心刺激装置用の圧力
および心臓の運動のセンサーに関する。
じる少なくとも１つの導体、または複数の電極の端子に
通じる少なくとも２つの導体を包含する電極ケーブルを
具備した、植え込み電極系を有する心刺激装置用の圧力
および心臓の運動のセンサーに関する。
【０００２】
【従来の技術】心刺激装置等の不整脈を治療する植え込
み可能な装置にとって、刺激装置を制御する圧力センサ
ーは、様々な点で理想的なセンサーである。圧力センサ
ーによっては、早い不整脈（ｔａｃｈｙａｒｒｈｙｔｈ
ｍｉａｓ）と遅い不整脈（ｂｒａｄｙａｒｒｈｙｔｈｍ
ｉａｓ）との両方において血行動態を測定することがで
きる。心収縮を検出し、自動捕捉（ａｕｔｏｃａｐｔｕ
ｒｅ）および心房の同期化に用いることができる。さら
に、時間による微分ｄｐ／ｄｔは最適なレート応答のパ
ラメータでもある。
み可能な装置にとって、刺激装置を制御する圧力センサ
ーは、様々な点で理想的なセンサーである。圧力センサ
ーによっては、早い不整脈（ｔａｃｈｙａｒｒｈｙｔｈ
ｍｉａｓ）と遅い不整脈（ｂｒａｄｙａｒｒｈｙｔｈｍ
ｉａｓ）との両方において血行動態を測定することがで
きる。心収縮を検出し、自動捕捉（ａｕｔｏｃａｐｔｕ
ｒｅ）および心房の同期化に用いることができる。さら
に、時間による微分ｄｐ／ｄｔは最適なレート応答のパ
ラメータでもある。
【０００３】問題を解決するために、先技術の圧力セン
サーは通常圧電素子、またはピエゾ抵抗型の圧力素子を
有している。このタイプのセンサーを用いて制御される
ペースメーカーは、米国特許第４，１４０，１３２号明
細書から公知である。このタイプのセンサーの１つの欠
点は、センサーに通常２つの付加電気線路が必要なこと
である。したがって、電極ケーブルは非常に多くの導体
を内臓しなければならない。この構造の別の欠点は、た
とえば漏れ抵抗の問題を解決するために、特別なインピ
ーダンス要求を圧力変換素子に課す必要があることであ
り、電気の構成部分をセンサー自体の近くに外付けする
必要がある。別の欠点は、セラミックの圧電材自体が硬
く、脆いことである。
サーは通常圧電素子、またはピエゾ抵抗型の圧力素子を
有している。このタイプのセンサーを用いて制御される
ペースメーカーは、米国特許第４，１４０，１３２号明
細書から公知である。このタイプのセンサーの１つの欠
点は、センサーに通常２つの付加電気線路が必要なこと
である。したがって、電極ケーブルは非常に多くの導体
を内臓しなければならない。この構造の別の欠点は、た
とえば漏れ抵抗の問題を解決するために、特別なインピ
ーダンス要求を圧力変換素子に課す必要があることであ
り、電気の構成部分をセンサー自体の近くに外付けする
必要がある。別の欠点は、セラミックの圧電材自体が硬
く、脆いことである。
【０００４】また、容量性加速度計も、ドイツ連邦共和
国特許第３ ２２３ ９８７号明細書等から公知であ
り、上記加速度計は、慣性荷重が一種のコンデンサの極
板を形成し、該極板が加速度を受けた場合に容量が変化
する。しかし、この技術は、ここに記載された種の植え
込み可能な圧力および心臓の運動のセンサーに用いるこ
とはできない。そのようなセンサーも付加導体が必要で
ある。
国特許第３ ２２３ ９８７号明細書等から公知であ
り、上記加速度計は、慣性荷重が一種のコンデンサの極
板を形成し、該極板が加速度を受けた場合に容量が変化
する。しかし、この技術は、ここに記載された種の植え
込み可能な圧力および心臓の運動のセンサーに用いるこ
とはできない。そのようなセンサーも付加導体が必要で
ある。
【０００５】両電極導体間と、導体と周囲媒質との間に
結合容量が在ることは、「Ｔｉ−ｅｔｚｅ ａｎｄ Ｓ
ｃｈｅｎｋ， Ｈａｌｂｌｅｉｔｅｒ−Ｓｃｈａｌｔｕ
−ｎｇｓｔｅｃｈｎｉｋ， Ｓｐｒｉｎｇｅｒ−Ｖｅｒ
ｌａｇ，ＢｅｒｌｉｎＨｅｉｄｅｌｂｅｒｇ Ｎｅｗ
Ｙｏｒｋ １９７８， 第４版、６４７ページ」から公
知である。また、結合容量の大きさは、両導体の間の誘
電体の誘電率、および両導体の間の距離に依存する。
結合容量が在ることは、「Ｔｉ−ｅｔｚｅ ａｎｄ Ｓ
ｃｈｅｎｋ， Ｈａｌｂｌｅｉｔｅｒ−Ｓｃｈａｌｔｕ
−ｎｇｓｔｅｃｈｎｉｋ， Ｓｐｒｉｎｇｅｒ−Ｖｅｒ
ｌａｇ，ＢｅｒｌｉｎＨｅｉｄｅｌｂｅｒｇ Ｎｅｗ
Ｙｏｒｋ １９７８， 第４版、６４７ページ」から公
知である。また、結合容量の大きさは、両導体の間の誘
電体の誘電率、および両導体の間の距離に依存する。
【０００６】そのような結合容量は、双極のペースメー
カーの電極系の両導体の間、および導体と周囲の電解
液、すなわち血液との間でもみられる。約１００ｐＦの
キャパシタンスが、乾燥した状態で双極のペースメーカ
ーの電極システムの２つの導体の間に測定されている。
これではもちろん、２つの導体は、電解液、すなわち体
液を介して相互に直接接触接続するように、電極の端子
で終端されてはいけない。なぜならば、そうしないと
（そのように直接接触するとしたらキャパシタンスの短
絡をきたす結果となるからである。すなわち、導体間の
抵抗は十分に大きくなければならない。
カーの電極系の両導体の間、および導体と周囲の電解
液、すなわち血液との間でもみられる。約１００ｐＦの
キャパシタンスが、乾燥した状態で双極のペースメーカ
ーの電極システムの２つの導体の間に測定されている。
これではもちろん、２つの導体は、電解液、すなわち体
液を介して相互に直接接触接続するように、電極の端子
で終端されてはいけない。なぜならば、そうしないと
（そのように直接接触するとしたらキャパシタンスの短
絡をきたす結果となるからである。すなわち、導体間の
抵抗は十分に大きくなければならない。
【０００７】患者が動くと、患者に植え込まれた双極の
電極系の形状が変化し、両電極導体の間のキャパシタン
スと、導体と周囲の電解液との間のキャパシタンスが変
化する。したがって、患者の心臓の運動は、キャパシタ
ンスの変化として表される。導体が、動かされたり、血
圧や心運動により変形された場合、抵抗率、または圧電
電圧が変化する媒質が、１つの双極の電極系の両導体の
間に配されると、圧力と心臓の運動の変化は両導体の間
の抵抗または電圧の変化として現れる。
電極系の形状が変化し、両電極導体の間のキャパシタン
スと、導体と周囲の電解液との間のキャパシタンスが変
化する。したがって、患者の心臓の運動は、キャパシタ
ンスの変化として表される。導体が、動かされたり、血
圧や心運動により変形された場合、抵抗率、または圧電
電圧が変化する媒質が、１つの双極の電極系の両導体の
間に配されると、圧力と心臓の運動の変化は両導体の間
の抵抗または電圧の変化として現れる。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、これ
らの効果を利用することにより、心刺激装置を制御する
公知のセンサーの前述の欠点を克服する新しいタイプの
圧力および心臓の運動のセンサーを達成することであ
る。
らの効果を利用することにより、心刺激装置を制御する
公知のセンサーの前述の欠点を克服する新しいタイプの
圧力および心臓の運動のセンサーを達成することであ
る。
【０００９】
【課題を解決するための手段】前記課題は、測定装置
が、電極ケーブルに加えられる圧力に応じて変化する電
極導体の間の電気量を測定するために配設され、または
測定装置が、導体と周囲媒質との間のインピーダンスを
測定し、電極ケーブルが圧力を受けた場合、測定された
インピーダンスに応じて変化する出力信号を出力するた
めに配設されている圧力および心臓の運動のセンサーに
より達成される。
が、電極ケーブルに加えられる圧力に応じて変化する電
極導体の間の電気量を測定するために配設され、または
測定装置が、導体と周囲媒質との間のインピーダンスを
測定し、電極ケーブルが圧力を受けた場合、測定された
インピーダンスに応じて変化する出力信号を出力するた
めに配設されている圧力および心臓の運動のセンサーに
より達成される。
【００１０】したがって、本発明による圧力および心臓
の運動のセンサーは、心拍動の度に心内の圧力が大きく
なり、この大きくなる圧力が電極系を圧縮し、電極系の
両導体の間の媒質が、媒質の電気的特性の変化を伴って
圧縮されるという状況に基づいている。さらに、電極と
電極導体は、心拍動の度に動かされる。これらの形状変
化、すなわち電極系の変形は、双極の電極系等の両電極
導体の間の距離、または電極導体と周囲の電解液との間
の距離変化を惹起する。この距離変化は、中間媒質の電
気的特性の前述の変化と同様に、電極導体と周囲の電解
液との間のインピーダンスを変化させ、または２つの電
極導体の間のインピーダンスや圧電電圧を変化させる結
果となり、その電気量を測定することができる。この非
常に簡単な方法において、患者の心臓の運動と圧力変化
を、通常の心刺激装置の電極を用いて検出することがで
きる。
の運動のセンサーは、心拍動の度に心内の圧力が大きく
なり、この大きくなる圧力が電極系を圧縮し、電極系の
両導体の間の媒質が、媒質の電気的特性の変化を伴って
圧縮されるという状況に基づいている。さらに、電極と
電極導体は、心拍動の度に動かされる。これらの形状変
化、すなわち電極系の変形は、双極の電極系等の両電極
導体の間の距離、または電極導体と周囲の電解液との間
の距離変化を惹起する。この距離変化は、中間媒質の電
気的特性の前述の変化と同様に、電極導体と周囲の電解
液との間のインピーダンスを変化させ、または２つの電
極導体の間のインピーダンスや圧電電圧を変化させる結
果となり、その電気量を測定することができる。この非
常に簡単な方法において、患者の心臓の運動と圧力変化
を、通常の心刺激装置の電極を用いて検出することがで
きる。
【００１１】本発明の１つの実施例によると、センサー
媒質は、１つの導体の少なくとも一部を形成するように
配設され、測定装置は、センサー媒質の領域の両側で、
前記導体の２つの点で接続され、センサーの媒質が圧力
を受けた場合、この領域の間の電気量の変化を測定す
る。このことが本発明を実現している。
媒質は、１つの導体の少なくとも一部を形成するように
配設され、測定装置は、センサー媒質の領域の両側で、
前記導体の２つの点で接続され、センサーの媒質が圧力
を受けた場合、この領域の間の電気量の変化を測定す
る。このことが本発明を実現している。
【００１２】本発明によるセンサーの別の実施例による
と、センサー媒質は、石炭の粒子等の導電材の粒子を内
包する、シリコーンゴム等の絶縁性の弾性物質を有して
いる。センサー媒質が圧力を受ける場合、両導体の間の
抵抗は、粒子間の接触状態が変わるので変化する。導体
がさらに圧縮されると、より強い接触が石炭の粒子の間
に形成され、抵抗は小さくなる。
と、センサー媒質は、石炭の粒子等の導電材の粒子を内
包する、シリコーンゴム等の絶縁性の弾性物質を有して
いる。センサー媒質が圧力を受ける場合、両導体の間の
抵抗は、粒子間の接触状態が変わるので変化する。導体
がさらに圧縮されると、より強い接触が石炭の粒子の間
に形成され、抵抗は小さくなる。
【００１３】本発明によるセンサーの実施例によると、
前記実施例において封入されるシリコーンゴムは、炭素
繊維の塊、導電性ポリマー、または塩化ナトリウム溶液
に置換され、導電性を向上させている。
前記実施例において封入されるシリコーンゴムは、炭素
繊維の塊、導電性ポリマー、または塩化ナトリウム溶液
に置換され、導電性を向上させている。
【００１４】本発明によるセンサーの別の実施例におい
て、センサー媒質は、ガラスまたはセラミック材等の粒
状の不導体と、導電性ポリマーとを有している。電極ケ
ーブルが圧縮される場合、両導体の間の距離が縮まり、
絶縁材の密度が増大するので、両導体の間の抵抗が変化
する。
て、センサー媒質は、ガラスまたはセラミック材等の粒
状の不導体と、導電性ポリマーとを有している。電極ケ
ーブルが圧縮される場合、両導体の間の距離が縮まり、
絶縁材の密度が増大するので、両導体の間の抵抗が変化
する。
【００１５】本発明によるセンサーの別の実施例におい
て、センサー媒質は、たとえば粉末状である圧電材とシ
リコーンゴムとを有している。このことは、電極ケーブ
ルのフレキシブルな性質を失うことなく、また硬く剛直
な圧電素子を用いることなく、圧電効果に基づく圧力お
よび心臓の運動のセンサーを構成し、その圧電電圧は現
行の電極導体の間で測定することができる。
て、センサー媒質は、たとえば粉末状である圧電材とシ
リコーンゴムとを有している。このことは、電極ケーブ
ルのフレキシブルな性質を失うことなく、また硬く剛直
な圧電素子を用いることなく、圧電効果に基づく圧力お
よび心臓の運動のセンサーを構成し、その圧電電圧は現
行の電極導体の間で測定することができる。
【００１６】本発明によるセンサーの別の実施例による
と、導体は、直径の方向で相対向して配設され、フレキ
シブルなホース内部を長手方向に延在する２つの電導体
から成る。このことによりセンサーの感度が向上する。
と、導体は、直径の方向で相対向して配設され、フレキ
シブルなホース内部を長手方向に延在する２つの電導体
から成る。このことによりセンサーの感度が向上する。
【００１７】本発明によるセンサーの実施例によると、
螺旋状に巻回された内側の導体に接続された電極チップ
と、螺旋状に巻回された外側の導体に接続された同軸の
リングとを有する双極の電極システムにおいて、センサ
ー媒質は、内側のヘリックスと外側のヘリックスとの間
に配設され、リングとチップとの間のインピーダンス
は、所望の電気量が両導体の間で測定される場合、電極
チップとリングとの間の電気的接続を防止するのに十分
な大きさである。
螺旋状に巻回された内側の導体に接続された電極チップ
と、螺旋状に巻回された外側の導体に接続された同軸の
リングとを有する双極の電極システムにおいて、センサ
ー媒質は、内側のヘリックスと外側のヘリックスとの間
に配設され、リングとチップとの間のインピーダンス
は、所望の電気量が両導体の間で測定される場合、電極
チップとリングとの間の電気的接続を防止するのに十分
な大きさである。
【００１８】１方が他方の内側に位置する２つのヘリッ
クス状に巻回された導体を有する双極のペースメーカー
の電極システムの場合、２つのヘリックスの間のインピ
ーダンスや外側のヘリックスと周囲との間のインピーダ
ンス、またはその両方のインピーダンスを、心臓の運動
を検出するために用いることができる。電極導体と周囲
との間のインピーダンスを利用する場合、心刺激装置の
ケーシングは、周囲とのコネクタとして作用する。明ら
かにインピーダンスの代わりに、キャパシタンスを測定
量として用いることができる本発明によるセンサーの別
の実施例によると、電極ケーブルの導体は、流体を浸透
させると膨張するシリコンに包まれているので、誘電率
が変化し、測定されるキャパシタンスを増加させる。こ
のことは、キャパシタンスの測定を容易にするので有利
な効果であり、より信頼性のあるセンサーを達成するこ
とができる。
クス状に巻回された導体を有する双極のペースメーカー
の電極システムの場合、２つのヘリックスの間のインピ
ーダンスや外側のヘリックスと周囲との間のインピーダ
ンス、またはその両方のインピーダンスを、心臓の運動
を検出するために用いることができる。電極導体と周囲
との間のインピーダンスを利用する場合、心刺激装置の
ケーシングは、周囲とのコネクタとして作用する。明ら
かにインピーダンスの代わりに、キャパシタンスを測定
量として用いることができる本発明によるセンサーの別
の実施例によると、電極ケーブルの導体は、流体を浸透
させると膨張するシリコンに包まれているので、誘電率
が変化し、測定されるキャパシタンスを増加させる。こ
のことは、キャパシタンスの測定を容易にするので有利
な効果であり、より信頼性のあるセンサーを達成するこ
とができる。
【００１９】本発明によるセンサーの別の実施例による
と、測定装置は、測定される電気量に応じて周波数が変
化するように構成された測定発振器を有している。差分
を形成する回路は、電気量に依存する測定発振器からの
周波数と、基準発振器により供給される基準周波数との
差を決定するために配設されている。差分を形成する回
路の出力端子に周波数／電圧変換器が接続され、周波数
／電圧変換器は、周波数の差、すなわち電気量の変化を
示す出力信号を供給する。
と、測定装置は、測定される電気量に応じて周波数が変
化するように構成された測定発振器を有している。差分
を形成する回路は、電気量に依存する測定発振器からの
周波数と、基準発振器により供給される基準周波数との
差を決定するために配設されている。差分を形成する回
路の出力端子に周波数／電圧変換器が接続され、周波数
／電圧変換器は、周波数の差、すなわち電気量の変化を
示す出力信号を供給する。
【００２０】
【実施例】次に、本発明によるセンサーの実施例を添付
図面を参照して詳細に記述する。
図面を参照して詳細に記述する。
【００２１】図１は、シリコーンゴムのフレキシブルチ
ューブ３内に配設された２つの導体１を有する双極の電
極系の電極ケーブルの一部を示す。導体１は、フレキシ
ブルなチューブ３の内部に直径方向で相対向して配設さ
れており、チューブの長手方向に延在している。一般に
フレキシブルチューブ３の内径は２mmであり、壁の厚さ
は十分の数mmである。
ューブ３内に配設された２つの導体１を有する双極の電
極系の電極ケーブルの一部を示す。導体１は、フレキシ
ブルなチューブ３の内部に直径方向で相対向して配設さ
れており、チューブの長手方向に延在している。一般に
フレキシブルチューブ３の内径は２mmであり、壁の厚さ
は十分の数mmである。
【００２２】フレキシブルチューブ３は、フレキシブル
チューブ３全体にわたって、石炭の粒子、すなわち粒状
の石炭と、シリコーンゴムとの混合物５で充満されてい
る。粒状の石炭の含有量は４０％を超えるべきである。
チューブ３全体にわたって、石炭の粒子、すなわち粒状
の石炭と、シリコーンゴムとの混合物５で充満されてい
る。粒状の石炭の含有量は４０％を超えるべきである。
【００２３】２つの導体１の間で測定される抵抗は、フ
レキシブルチューブ３が心臓動作、または血圧の変動に
より惹起される圧力変動を受けた場合変化する。フレキ
シブルチューブ３が圧縮されると、２つの導体１間の距
離は縮まり、導電性のある石炭の粒子間の接触が良くな
るので、２つの導体１間で測定される抵抗は小さくな
る。
レキシブルチューブ３が心臓動作、または血圧の変動に
より惹起される圧力変動を受けた場合変化する。フレキ
シブルチューブ３が圧縮されると、２つの導体１間の距
離は縮まり、導電性のある石炭の粒子間の接触が良くな
るので、２つの導体１間で測定される抵抗は小さくな
る。
【００２４】石炭の粒子とシリコ−ンゴムとの前記混合
物５を充填する代わりに、フレキシブルチューブ３に、
石炭の粒子と導電性ポリマーとの混合物５、または石炭
の粒子と塩化ナトリウム溶液との混合物５を充填し、相
互間の導電性を向上させることができる。
物５を充填する代わりに、フレキシブルチューブ３に、
石炭の粒子と導電性ポリマーとの混合物５、または石炭
の粒子と塩化ナトリウム溶液との混合物５を充填し、相
互間の導電性を向上させることができる。
【００２５】また、フレキシブルチューブ３に炭素繊維
の塊とシリコ−ンゴムとの混合物５を充填すると、２つ
の導体１の間の導電性を向上することができる。
の塊とシリコ−ンゴムとの混合物５を充填すると、２つ
の導体１の間の導電性を向上することができる。
【００２６】さらに、フレキシブルチューブ３内の混合
物５は、導電性ポリマーとガラスやセラミック材等の粒
状の不導体から成ることができる。本実施例において、
フレキシブルチューブ３が圧縮されると、両導体１の間
の距離は縮まり、絶縁材の粒子の密度が増加するので、
両導体の間の抵抗が変化する。
物５は、導電性ポリマーとガラスやセラミック材等の粒
状の不導体から成ることができる。本実施例において、
フレキシブルチューブ３が圧縮されると、両導体１の間
の距離は縮まり、絶縁材の粒子の密度が増加するので、
両導体の間の抵抗が変化する。
【００２７】また、フレキシブルチューブ３に、ピエゾ
抵抗性の粉末とシリコーンゴムとの混合物５、または圧
電性の粉末とシリコーンゴムとの混合物５を充填するこ
ともできる。後者の実施例において、電極ケーブルの変
形に伴い変化する圧電電圧は、当該導体１の間で測定す
ることができる。
抵抗性の粉末とシリコーンゴムとの混合物５、または圧
電性の粉末とシリコーンゴムとの混合物５を充填するこ
ともできる。後者の実施例において、電極ケーブルの変
形に伴い変化する圧電電圧は、当該導体１の間で測定す
ることができる。
【００２８】圧電性の粉末は圧電セラミック材料を圧壊
することにより作られる。
することにより作られる。
【００２９】本発明によると、圧電結晶は硬く脆いの
で、従来の圧電素子を用いることと比較して強度上非常
に有利である。ほかに、電気量は、付加導体を用いる必
要なしに、現行の電極導体間で測定される。
で、従来の圧電素子を用いることと比較して強度上非常
に有利である。ほかに、電気量は、付加導体を用いる必
要なしに、現行の電極導体間で測定される。
【００３０】図２は、センサー媒質２２が絶縁材から成
る弾性チューブ２４内部の腔内に、極板２６、２８（該
極板）間に導体３０、３２が接続されている充填された
実施例を示す。
る弾性チューブ２４内部の腔内に、極板２６、２８（該
極板）間に導体３０、３２が接続されている充填された
実施例を示す。
【００３１】測定装置は、プレート２６、２８間のイン
ピーダンス等を測定するために、導体３０、３２に接続
されている。
ピーダンス等を測定するために、導体３０、３２に接続
されている。
【００３２】媒質が圧縮された場合電気的特性が変化す
る前述のタイプのセンサーの媒質のほかに、本実施例に
おいて、電解液等の導電性の媒質、すなわち導電性のゲ
ルも、センサーの媒質２２として用いることができる。
ここでセンサーの媒質２２は導体３０、３２の一部を構
成し、センサーの媒質２２を有するフレキシブルチュー
ブの部分が圧縮された場合、測定されるインピーダンス
の変化は、伝導経路の幾何学的変化により惹起される。
このようにフレキシブルチューブ２４の圧縮は、センサ
ー媒質２２の横断面積を所定の面積だけ減少させ、電流
の経路は狭められる。
る前述のタイプのセンサーの媒質のほかに、本実施例に
おいて、電解液等の導電性の媒質、すなわち導電性のゲ
ルも、センサーの媒質２２として用いることができる。
ここでセンサーの媒質２２は導体３０、３２の一部を構
成し、センサーの媒質２２を有するフレキシブルチュー
ブの部分が圧縮された場合、測定されるインピーダンス
の変化は、伝導経路の幾何学的変化により惹起される。
このようにフレキシブルチューブ２４の圧縮は、センサ
ー媒質２２の横断面積を所定の面積だけ減少させ、電流
の経路は狭められる。
【００３３】もちろん、外側のスリーブ内に充填された
流体またはゲルのセンサー媒質を用いる代わりに、実際
のセンサー部分を適切なセンサー媒質から成る固体の形
で構成し、導体３０、３２の間に配設することができ
る。
流体またはゲルのセンサー媒質を用いる代わりに、実際
のセンサー部分を適切なセンサー媒質から成る固体の形
で構成し、導体３０、３２の間に配設することができ
る。
【００３４】図３は、１方が他方の内側に螺旋状に巻回
された２つの導体２、４を有する双極の電極系を示す。
内側の導体４は、チップ電極６または刺激電極６に接続
され、外側の導体２は、不関リング電極８に接続されて
いる。導体２、４は絶縁材１０に囲まれている。絶縁材
１０は、流体を浸透させると膨張するシリコンにするこ
とができ、誘電率を変化させ、キャパシタンスを増加さ
せることができる。結果としてセンサーの感度も増加す
る。
された２つの導体２、４を有する双極の電極系を示す。
内側の導体４は、チップ電極６または刺激電極６に接続
され、外側の導体２は、不関リング電極８に接続されて
いる。導体２、４は絶縁材１０に囲まれている。絶縁材
１０は、流体を浸透させると膨張するシリコンにするこ
とができ、誘電率を変化させ、キャパシタンスを増加さ
せることができる。結果としてセンサーの感度も増加す
る。
【００３５】導体２、４の間、および導体２、４と周囲
の媒体との間に結合容量があり、その様子を図４にキャ
パシタンスＣ1 、およびＣ2 、Ｃ3 として示す。乾燥状
態において、キャパシタンスＣ1 は、電極の端子６、８
が電解液、すなわち体液を介して互いに接触していない
場合、約１００ｐＦにまでの値が測定されている。した
がって、図３に示すようにリング電極８は刺激電極６に
対して完全にケーシングの内に密封されている。
の媒体との間に結合容量があり、その様子を図４にキャ
パシタンスＣ1 、およびＣ2 、Ｃ3 として示す。乾燥状
態において、キャパシタンスＣ1 は、電極の端子６、８
が電解液、すなわち体液を介して互いに接触していない
場合、約１００ｐＦにまでの値が測定されている。した
がって、図３に示すようにリング電極８は刺激電極６に
対して完全にケーシングの内に密封されている。
【００３６】導体２、４の間のキャパシタンスＣ1 は、
導体２、４の間の距離に伴い変化する。運動と圧力変化
は、キャパシタンスＣ1 、およびキャパシタンスＣ2 、
Ｃ3を共に変化する。このように、心臓の運動をキャパ
シタンスの変化を惹起する。したがって、心臓の動作
を、キャパシタンスを連続してモニターすることにより
検出することができる。実際には、導体２、４の間のキ
ャパシタンスＣ1 、または外側の導体２と周囲の媒質と
の間のキャパシタンスＣ2 、またはそれらのキャパシタ
ンスの両方を用いることができる。
導体２、４の間の距離に伴い変化する。運動と圧力変化
は、キャパシタンスＣ1 、およびキャパシタンスＣ2 、
Ｃ3を共に変化する。このように、心臓の運動をキャパ
シタンスの変化を惹起する。したがって、心臓の動作
を、キャパシタンスを連続してモニターすることにより
検出することができる。実際には、導体２、４の間のキ
ャパシタンスＣ1 、または外側の導体２と周囲の媒質と
の間のキャパシタンスＣ2 、またはそれらのキャパシタ
ンスの両方を用いることができる。
【００３７】図５は、センサー媒質のレイヤー３６によ
り囲まれた金属のヘリックスの形の内側の導体３４を有
する同軸の構成の実施例を示す。第２導体４０が接続さ
れた導電材のレイヤー３８は、センサー媒質３６の外側
に配設されている。装置に加わる圧力変化に伴い変化す
る代表値となる電気量は、導体３０、４０の間で測定す
ることができる。
り囲まれた金属のヘリックスの形の内側の導体３４を有
する同軸の構成の実施例を示す。第２導体４０が接続さ
れた導電材のレイヤー３８は、センサー媒質３６の外側
に配設されている。装置に加わる圧力変化に伴い変化す
る代表値となる電気量は、導体３０、４０の間で測定す
ることができる。
【００３８】図６は、測定発振器１４を具備した測定装
置を有する本発明による圧力センサーと心臓動作のセン
サーを示し、幾何学的変化が導体の動作および変形によ
り惹起される結果、前記測定発振器の周波数ｆmat は、
センサー媒質の電気的特性の変化、および／または測定
された電気量の変化に依存する。さらに、測定装置は、
一定の基準周波数ｆref を発振する基準発振器１６を有
する。測定発振器の基本周波数、すなわち中心周波数
は、適切に基準発振器の周波数と等しく選択され、周波
数ｆmat とｆref は、２つの周波数ｆmat とｆref との
差を決定するための差分を形成する回路１８に供給され
る。図６に示すように、この周波数ｆdiffは、周波数ｆ
diffを相応する出力電圧信号Ｕに変換する周波数／電圧
変換器２０に供給される。
置を有する本発明による圧力センサーと心臓動作のセン
サーを示し、幾何学的変化が導体の動作および変形によ
り惹起される結果、前記測定発振器の周波数ｆmat は、
センサー媒質の電気的特性の変化、および／または測定
された電気量の変化に依存する。さらに、測定装置は、
一定の基準周波数ｆref を発振する基準発振器１６を有
する。測定発振器の基本周波数、すなわち中心周波数
は、適切に基準発振器の周波数と等しく選択され、周波
数ｆmat とｆref は、２つの周波数ｆmat とｆref との
差を決定するための差分を形成する回路１８に供給され
る。図６に示すように、この周波数ｆdiffは、周波数ｆ
diffを相応する出力電圧信号Ｕに変換する周波数／電圧
変換器２０に供給される。
【００３９】図７は、出力電圧Ｕと時間との関係を示
す。大きな出力電圧Ｕは大きな周波数差ｆdiffを意味
し、たとえば主に圧力、または心臓動作の変化により惹
起される代表値となる電気量の大きな変化に相応してい
る。
す。大きな出力電圧Ｕは大きな周波数差ｆdiffを意味
し、たとえば主に圧力、または心臓動作の変化により惹
起される代表値となる電気量の大きな変化に相応してい
る。
【００４０】図８は図６の測定発振器１４の実施例を示
し、測定発振器の周波数ｆ(c) は入力側のキャパシタン
スＣの関数である。このように、キャパシタンスＣは、
増幅器１２の１つの入力側に接続され、増幅器の別の入
力側に、抵抗Ｒ1 により決定される一定の基準電圧が供
給されている。また、図８に示すように、増幅器１２は
抵抗Ｒ2 とＲ3 で帰環されている。
し、測定発振器の周波数ｆ(c) は入力側のキャパシタン
スＣの関数である。このように、キャパシタンスＣは、
増幅器１２の１つの入力側に接続され、増幅器の別の入
力側に、抵抗Ｒ1 により決定される一定の基準電圧が供
給されている。また、図８に示すように、増幅器１２は
抵抗Ｒ2 とＲ3 で帰環されている。
【００４１】発振周波数ｆは次のようになる。
【００４２】
【数１】
【００４３】すなわち、周波数ｆは、キャパシタンスＣ
の関数になる。
の関数になる。
【００４４】双極の電極システムの導体２、４の間のキ
ャパシタンスＣ1 、または外側の導体２と周囲の電解液
との間のキャパシタンスＣ2 のいずれかがキャパシタン
スＣを形成するように、増幅器１２が配設される場合、
発振器から、キャパシタンスＣ1 またはＣ2 の関数であ
る出力周波数ｆ(c) が得られ、電極導体の形状が変化す
ると、出力周波数ｆ(c) が変化し、つまり心臓の運動を
出力周波数ｆ(c) から検出することができる。
ャパシタンスＣ1 、または外側の導体２と周囲の電解液
との間のキャパシタンスＣ2 のいずれかがキャパシタン
スＣを形成するように、増幅器１２が配設される場合、
発振器から、キャパシタンスＣ1 またはＣ2 の関数であ
る出力周波数ｆ(c) が得られ、電極導体の形状が変化す
ると、出力周波数ｆ(c) が変化し、つまり心臓の運動を
出力周波数ｆ(c) から検出することができる。
【００４５】前述のとおり、本発明を双極の電極系と関
連づけて説明してきた。しかし、本発明は、測定発振器
が、導体と周囲の電解液との間のキャパシタンス等によ
り制御される単極の電極系にも明らかに適用できる。心
刺激装置のカプセルは、周囲媒質に対するコネクタを形
成する。
連づけて説明してきた。しかし、本発明は、測定発振器
が、導体と周囲の電解液との間のキャパシタンス等によ
り制御される単極の電極系にも明らかに適用できる。心
刺激装置のカプセルは、周囲媒質に対するコネクタを形
成する。
【００４６】
【発明の効果】上述のとおり、結合容量および／または
漏れ抵抗を利用する構成により、従来の問題を解決する
ことができる。
漏れ抵抗を利用する構成により、従来の問題を解決する
ことができる。
【図１】シリコーンゴムのフレキシブルチューブに配設
された２つの導体を具備する双極の電極系の電極ケーブ
ルの縦断面図である。
された２つの導体を具備する双極の電極系の電極ケーブ
ルの縦断面図である。
【図２】センサーの媒質が導体の一部分を構成する本発
明によるセンサーの別の実施例を示す縦断面図である。
明によるセンサーの別の実施例を示す縦断面図である。
【図３】１方が他方の内側にある２つの螺旋状に巻回さ
れた導体を有する双極の電極系の縦断面図である。
れた導体を有する双極の電極系の縦断面図である。
【図４】図３の電極系の結合容量の状態図である。
【図５】本発明による同軸構成の実施例の構成図であ
る。
る。
【図６】測定された電気量の変化を出力信号に変換する
ための測定装置のブロック図である。
ための測定装置のブロック図である。
【図７】図６の測定装置からの出力信号の出力曲線図で
ある。
ある。
【図８】図６の測定装置において実現できるキャパシタ
ンスを周波数に変換するための発振器の一例を示す回路
図である。
ンスを周波数に変換するための発振器の一例を示す回路
図である。
１ 導体 ２ 外側の導体 ４ 内側の導体 ５ 混合物 １４ 測定発振器 １６ 基準発振器 １８ 差分を形成する回路 ２０ 電圧／周波数変換器 ２２ センサー媒質 ３４ 内側の導体 ３６ レイヤー ４０ 第２導体
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ローラント ハインツェ ドイツ連邦共和国 ベルリン デュッセル ドルファー シュトラーセ 31アー (72)発明者 カーリン リュングストレーム スウェーデン国 ストックホルム ヴィレ ベリスヴェーゲン 34 (72)発明者 ピエール ヴェスティン スウェーデン国 ストックホルム ヴェス トマナガータン 12 ベー
Claims (28)
- 【請求項１】 電極の端子（６、８）に通じる少なくと
も２つの導体（１、２、４）を包含する電極ケーブルを
具備した、植え込み電極系を有する心刺激装置用の圧力
および心臓の運動のセンサーにおいて、測定装置（１
２、１４、１６、１８、２０）は、電極ケーブルに加え
られる圧力に応じて変化する両電極導体（１、２、４）
の間の電気量を測定するために配設されていることを特
徴とする心刺激装置のための圧力および心臓の運動のセ
ンサー。 - 【請求項２】 センサー媒質は両導体の間に配設され、
外圧を受けて前記媒質が圧縮された場合、前記媒体の電
気的特性は変化し、測定される電気量の変化を惹起する
ことを特徴とする請求項１記載のせンサー。 - 【請求項３】 センサー媒質は、１つの導体の少なくと
も一部を形成するように配設され、測定装置は、センサ
ー媒質の領域の両側で、前記導体の２つの点で接続さ
れ、センサー媒質が圧力を受けた場合、この領域の間の
電気量の変化を測定することを特徴とする請求項２記載
のセンサー。 - 【請求項４】 センサー媒質は、導電材の粒子を内包す
る絶縁性の弾性物質を有することを特徴とする請求項２
または３記載のセンサー。 - 【請求項５】 絶縁性の弾性物質はシリコーンゴムであ
ることを特徴とする請求項４記載のセンサー。 - 【請求項６】 導電材の粒子は石炭の粒子であることを
特徴とする請求項４または５記載のセンサー。 - 【請求項７】 センサー媒質は炭素繊維の塊とシリコー
ンゴムとを有することを特徴とする請求項２から４まで
のいずれか１項記載のセンサー。 - 【請求項８】 センサー媒質は石炭の粒子と導電性ポリ
マーとを有することを特徴とする請求項２から４までの
いずれか１項記載のセンサー。 - 【請求項９】 センサー媒質は粒状の不導体と導電性ポ
リマーとを有していることを特徴とする請求項２または
３記載のセンサー。 - 【請求項１０】 粒状の不導体はガラスまたはセラミッ
ク材から成ることを特徴とする請求項９記載のセンサ
ー。 - 【請求項１１】 センサー媒質はピエゾ抵抗性物質を有
することを特徴とする請求項２または３記載のセンサ
ー。 - 【請求項１２】 センサー媒質は、シリコーンゴム内
の、たとえば圧電性の粉末である圧電材を有し、測定装
置は、両導体の間の圧電電圧を測定するように構成され
ていることを特徴とする請求項２または３記載のセンサ
ー。 - 【請求項１３】 センサー媒質は、石炭の粒子と導電性
ポリマーとを有する混合物（５）であることを特徴とす
る請求項２または３記載のセンサー。 - 【請求項１４】 センサー媒質は、石炭の粒子と塩化ナ
トリウム溶液との混合物（５）であることを特徴とする
請求項２または３記載のセンサー。 - 【請求項１５】 センサー媒質は電解液であることを特
徴とする請求項２または３記載のセンサー。 - 【請求項１６】 センサー媒質は導電性のゲルであるこ
とを特徴とする請求項２または３記載のセンサー。 - 【請求項１７】 圧力がケーブルに加わった場合、導体
（１、２、４）は相互に動かされ、および／または変形
され、測定される電気量は導体の動き、および／または
変形に応じて変化することを特徴とする請求項１から１
６までのいずれか１項記載のセンサー。 - 【請求項１８】 導体は、たとえばセンサーの媒質を封
入したシリコーンゴムであるフレキシブルで弾性力のあ
る絶縁材から成るフレキシブルチューブ内で、他の１つ
から分離されていることを特徴とする請求項１から１７
までのいずれか１項記載のセンサー。 - 【請求項１９】 直径の方向で相対向する２つの電気導
体は、フレキシブルチューブ内側を長手方向に延在して
いることを特徴とする請求項１８記載のセンサー。 - 【請求項２０】 螺旋状に巻回された内側の導体（４）
に接続された電極チップ（６）と、螺旋状に巻回された
外側の導体（２）に接続された同軸のリング（８）とを
具備する双極の電極システムである電極システムのセン
サーにおいて、センサーの媒体は、内側のヘリックスと
外側のヘリックスとの間に配設され、リング（８）とチ
ップ（６）との間のインピーダンスは、十分な大きさで
あることを特徴とする請求項１から１９までのいずれか
１項記載のセンサー。 - 【請求項２１】 測定装置は、両電極の間の抵抗、およ
び／またはキャパシタンスを測定するために構成されて
いることを特徴とする請求項１から２０までのいずれか
１項記載のセンサー。 - 【請求項２２】 １つの電極の極（６、８）に通じる少
なくとも１つの導体（２、４）を内包する電極ケーブル
を具備した、植え込むための電極システムを有する心刺
激装置のための圧力および心運動のセンサーにおいて、
測定装置（１２、１４、１６、１８、２０）は、導体
（２、４）と周囲の媒質との間のインピーダンスを測定
し、電極ケーブルが圧力を受けた場合、測定されたイン
ピーダンスに応じて変化する出力信号を出力するように
配置構成されていることを特徴とする心刺激装置のため
の圧力および心臓の運動のセンサー。 - 【請求項２３】 １方が他方の内側にある、２つの螺旋
状に巻回された導体（２、４）を有する電極ケーブルの
センサーにおいて、測定装置（１２、１４、１６、１
８、２０）は、外側の螺旋状の導体（２）と周囲の媒体
との間のインピーダンスを測定するために配設されてい
ることを特徴とする請求項２２記載のセンサー。 - 【請求項２４】 測定装置は、抵抗および／またはキャ
パシタンスを測定するために配設されていることを特徴
とする請求項２１または２２記載のセンサー。 - 【請求項２５】 電極ケーブルの導体（２、４）は、流
体を浸透させると膨張するシリコン（１０）に包まれて
いるので、誘電率が変化し、測定されるキャパシタンス
を増加させることを特徴とする請求項２２から２４まで
のいずれか１項記載のセンサー。 - 【請求項２６】 測定装置は、測定される電気量に応じ
て周波数（ｆmat ）が変化するように構成された測定発
振器を有していることを特徴とする請求項１から２５ま
でのいずれか１項記載のセンサー。 - 【請求項２７】 測定装置は、一定の基準周波数（ｆre
f ）を発振する基準発振器（１６）と、測定発振器（１
４）により供給される電気量に依存する周波数（ｆmat
）と基準周波数（ｆref ）との差（ｆdiff）を決定す
るように構成された差分を形成する回路（１８）とを有
することを特徴とする請求項２６記載のセンサー。 - 【請求項２８】 測定装置は、差分を形成する回路（１
８）の出力側に接続された周波数／電圧変換器（２０）
を有し、周波数の差（ｆdiff）を示す出力電圧（Ｕ）を
供給することを特徴とする請求項２７記載のセンサー。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| SE19939302357A SE9302357D0 (sv) | 1993-07-07 | 1993-07-07 | Tryck- och hjaertroerelsesensor vid hjaertstimulatorer |
| SE9302357-0 | 1993-07-07 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0751390A true JPH0751390A (ja) | 1995-02-28 |
Family
ID=20390559
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6156215A Pending JPH0751390A (ja) | 1993-07-07 | 1994-07-07 | 心刺激装置用の圧力および心臓の運動のセンサー |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5514171A (ja) |
| EP (1) | EP0632992B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0751390A (ja) |
| DE (1) | DE69424473T2 (ja) |
| SE (1) | SE9302357D0 (ja) |
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